GRANADA 2018

Validez y fiabilidad de diferentes protocolos de evaluación de la fuerza

isométrica en la musculatura abductora de cadera con el uso de un

dinamómetro electromecánico funcional usando diferentes métodos de

normalización

Autor: Enrique Cerda Vega Directores: Dr. Luis Javier Chirosa Ríos Dr. Rafael Guisado Barrilao

GRANADA 2018

Validez y fiabilidad de diferentes protocolos de evaluación de la fuerza isométrica en la musculatura abductora de cadera con el uso de un dinamómetr o

electromecánico funcional usando diferentes métodos de normalización

III

FACULTAD DE CIENCIAS DE LA ACTIVIDAD FÍSICA Y EL DEPORTE

DEPARTAMENTO DE EDUCACIÓN FÍSICA Y DEPORTIVA.

DOCTORADO: “BIOMEDICINA”

Validez y fiabilidad de diferentes protocolos de evaluación de la fuerza isométrica en la musculatura abductora de cadera con el uso de un dinamómetro electromecánico funcional usando diferentes

métodos de normalización Autor: Enrique Cerda Vega Directores: Dr. Luis Javier Chirosa Ríos Dr. Rafael Guisado Barrilao

GRANADA 2018

Editor: Universidad de Granada. Tesis Doctorales

Autor: Enrique Cerda Vega

ISBN: 978-84-1306-044-6 URI: http://hdl.handle.net/10481/54437



III

Queda prohibido llorar sin aprender, levantarte un día sin saber qué hacer,

tener miedo a tus recuerdos.

Queda prohibido no sonreír a los problemas, no luchar por lo que quieres,

abandonarlo todo por miedo, no convertir en realidad tus sueños.

Queda prohibido no demostrar tu amor,

hacer que alguien pague tus dudas y mal humor.

Queda prohibido dejar a tus amigos, no intentar comprender lo que vivieron juntos,

llamarles sólo cuando los necesitas.

Queda prohibido no ser tú ante la gente, fingir ante las personas que no te importan,

hacerte el gracioso con tal de que te recuerden, olvidar a toda la gente que te quiere.

Queda prohibido no hacer las cosas por ti mismo,

no creer en Dios y hacer tu destino, tener miedo a la vida y a sus compromisos,

no vivir cada día como si fuera un último suspiro.

Queda prohibido echar a alguien de menos sin alegrarte, olvidar sus ojos, su risa, todo

porque sus caminos han dejado de abrazarse, olvidar su pasado y pagarlo con su presente.

Queda prohibido no intentar comprender a las personas,

pensar que sus vidas valen más que la tuya, no saber que cada uno tiene su camino y su dicha.

Queda prohibido no crear tu historia,

dejar de dar las gracias a Dios por tu vida, no comprender que lo que la vida te da,

también te lo quita.

Queda prohibido no buscar tu felicidad, no vivir tu vida con una actitud positiva,

no pensar en que podemos ser mejores, no sentir que sin ti este mundo no sería igual.

.

Alfredo Cuervo Barrero



V

Agradecimientos

Quiero comenzar agradeciendo a mis padres Enrique y Rebeca, quienes me han apoyado en

todo momento y quienes inculcaron en mi el interés por aprender día a día.

También quiero agradecer a mis colegas y amigos que me ayudaron desinteresadamente, partir

por Christian Campos quien me brindó toda su generosa ayuda para poder retomar mis estudios

y cumplir con este sueño. A Daniel Jerez por estar ahí siempre y ser un gran aporte a este

trabajo a Alvaro Reyes quien gentilmente aporto con sus conocimientos a Ramán Machado por

su ayuda permanente.

No puedo dejar de agradecer a Luis Javier Chirosa y a Rafael Guisado a quien les debo haber

llegado a esta instancia, gracias por su orientación y ayuda desinteresada.

Para terminar, quiero agradecer a las personas que más amo en el mundo, ellos han sido el

motor de estos años y quienes han debido tolerarme en este desafío. A Claudia, por ser mi

compañera de viaje y la madre de mis dos hermosos hijos, a Felipe y Lucas quienes son el motor

de mi vida, con quienes me rio y lloro, tengan fe que vamos a salir adelante todos juntos, los

amo.



VII

INDICE GENERAL

1. Índice de Figuras ………………………………………………………………………………………………….……….……IX 2. Índice de Tablas ………………………………………………………………………………………………….…………….XX 3. Listado de Abreviaturas …………………………………………………………………..…………………..…………XIII 4. Organización de la Investigación ………………………………………………………………………….………………1 5. Resumen …………………………………………………………………………………………………………….………..……5 6. Marco Conceptual ………………………………………………………………………………………………….……………9

6.1. La Cadera …………………………………………………………………………………………………………………..11 6.1.1. Características de la articulación ………………………………………………………………………11 6.1.2. Musculatura Abductora, importancia funcional ……………………………………………….12 6.1.3. Problemas asociados a la debilidad de abductores de cadera ………………………….17

6.2. La Fuerza ……………………………………………………………………………………………………………………23 6.2.1. Concepto de Fuerza …………………………………………………………………………………………23 6.2.2. Importancia de la Fuerza muscular en la salud………………………………………….………24 6.2.3. Tipos de contracción muscular ………………………………………………………………………..27 6.2.4. Factores que afectan la fuerza muscular ………………………………………………………….28 6.2.5. Valoración de la Fuerza ……………………………………………………………………………………31

6.2.5.1. Valoración de la fuerza isométrica …………………….………………………………….31 6.2.5.2. Consideraciones en la medición de la fuerza ………………………………………..34 6.2.5.3. Consideraciones en la medición de la fuerza isométrica ….……………………36 6.2.5.4. Métodos de valoración de la fuerza de cadera en el contexto clínico …..38

Test Muscular Manual ………………………………………………………………………….39 Dinamometría Manual ………………………………………………………………………….40 Dinamometría Isocinética ……………………………………………………………………..41 Dinamómetría Electromecánica Funcional ……………………………………………43

6.2.5.5. Protocolos de evaluación de la musculatura abductora de cadera ……….44 6.2.5.6. Métodos para expresar los resultados. Normalización en

las pruebas de fuerza………………………………………………….…………………………45 6.3. Validez y Fiabilidad en la evaluación …………………………………………………………………………..48

6.3.1. Coeficiente de Correlación Intraclase ……………………………………………………………….51 6.3.2. Coeficiente de Variación …………………………………………………………………………………..52 6.3.3. Error estándar de medida …………………………………………………………………………………53 6.3.4. Limite de acuerdo …………………………………………………………………………………………….53 6.3.5. Coeficiente de correlación ……………………………………………………………………………….54 6.3.6. Diferencia Mínima detectable………….………………………………………………………………55

7. Aproximación al Problema de Investigación ………………………………………………………………….....57 8. Objetivos e Hipotesis ………………………………………………………………………………………………………...61

8.1. Objetivo General ……………………………………………………………………………………………………..…63 8.2. Objetivos Específicos ………………………………………………………………………………………………….63 8.3. Hipótesis …………………………………………………………………………………………………………………….64

9. Método y Resultados……………………………. ………………………………………………………………………….65 10. Parte 1 ………………………………………………………………………………………………………………………………69

10.1. Material y Método ………………………………………………………………………………………....71 10.1.1. Participantes …………………………………………………………………..…………………………..….71 10.1.2. Procedimiento……………………………………………………………………………………………..….72 10.1.3. Análisis estadístico …………………………………………………………………………………..……..77

10.2. Resultados …………………………………………………………………………………………………..….77 11. Parte 2 . ………………………………………………………………………………………………………………………..…83

11.1. Material y Método ……………………………………………………………………………………..…..84 11.1.1. Participantes ……………………………………………………………………………………………...…..85 11.1.2. Procedimiento ………………………………………………………………………………………..…..….85 11.1.3. Análisis estadístico ………………………………………………………………………………..………..88

11.2. Resultados…………………………………………………………………………………………..…………..89 12. Parte 3 …………………………………………………………………………………………………………………………….95

12.1. Material y Método …………………………………………………………………………………………97 12.1.1. Procedimiento …………………………………………………………………………………………….. .97 12.1.2. Análisis estadístico ………………………………………………………………………………….….. .97

12.2. Resultados ……………………………………………………………………………………………………99 13. Discusión …………………………………………………………………………………………………………………….. 105 14. Conclusiones ………………………………………………………………………………………………………………..113 15. Limitaciones del Estudio ………………………………………………………………………….………………….. 117 16. Relevancia Clínica …………………………………………………………………………………………….…………..117 17. Propuestas a Futuro ……………………………………………………………………………………………………..117 18. Referencias …………………………………………………………………………………………………………………..119 19. Anexos ……………………………………………………………………………………………………………………..…..133



IX

1. Índice de Figuras Figura 1, Articulación de la cadera ……………………………………………………………………………….…………11 Figura 2. Musculatura abductora de la Cadera ………………………………………………………………….……13 Figura 3. Marcha normal y marcha de Trendelemburg ……………………………………………………………14 Figura 4. Gráfico de Fuerza isométrica máxima por ángulo de abducción de cadera ………….…..16 Figura 5. Evaluación muscular manual en abductores de cadera …………………………………..……….40 Figura 6. Imágen de Dinamómetros de Mano (HHD) ……………………………………………………..……….41 Figura 7. Dispositivos Isocinéticos ………………………………………………………………………….………………42 Figura 8. Dinamómetro Electromecánico Funcional HHe 1.0……………………………………………….…44 Figura 9. Medición de la Fuerza Isométrica Máxima a través del Dinamómetro Electromecánico Funcional HHe en posición de cúbito lateral (SlP) ………………………………….….…75 Figura 10. Medición de la Fuerza Isométrica Máxima a través del Dinamómetro Electromecánico Funcional HHe en posición de pie (StP). ………………………………………………………75 Figura 11. Medición de la Fuerza Isométrica Máxima a través del Dinamómetro Electromecánico Funcional HHe en posición de cúbito supino (SupP). ……………………………………76 Figura 12. Gráfico de Peak de Fuerza de abductores de cadera en las tres posiciones …………..79 Figura 13. Gráfico de Peak de Fuerza de abductores de cadera en las tres posiciones Peak de Fuerza en las tres posiciones, para el total y separados por sexo. ………………………….…80 Figura 14. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral. ………………………..…..92 Figura 15. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral. ………………………….…93 Figura 16. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral. ………………..………………………..93

Figura 17. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF normalizados por el método de Brazett-Jones et al. entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral. …………………………………………………………………………………………………………………………………..103

Figura 18. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF normalizados por el método de Brazett-Jones et al. entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de pie. ………………………………………………………………………………………………………….…….103 Figura 19. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF normalizados por el método de Brazett-Jones et al. entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito supino. ………………………………………………………………………………………………………………………………………………104



XI

2. Índice de Tablas Tabla 1. Características antropométricas en de acuerdo al género …………..…………………………….72 Tabla 2 Parámetros de fuerza medidos en jóvenes de acuerdo a las posiciones evaluadas …….78 Tabla 3. Parámetros de fuerza medidos en jóvenes de acuerdo al género y tipo de posición …79 Tabla 4. Relación lineal entre las variables de fuerza evaluadas en diferentes posiciones …..…81 Tabla 5. Relación de los parámetros de fuerza medidos en tres posiciones diferentes y variables antropométricas ……………………………………………………………………………………………………81 Tabla 6. Valores de Peak de Fuerza test y retest en diferentes posiciones ……………………………..90 Tabla 7. Correlación test retest para el Peak Force en las diferentes posiciones …………………….90 Tabla 8. Correlación y nivel de significancia entre las diferentes posiciones de evaluación y los valores de fuerza obtenidos ……………………………………………………………………………………………………91 Tabla 9. Medidas de confiabilidad de los PF en las 3 posiciones evaluadas …………….………………91 Tabla 10. Nivel de significancia prueba t para muestras independientes (valor p) para las diferentes formas de normalización y posiciones de evaluación ……………………………………………99 Tabla 11. Valores de Peak de Fuerza Normalizados por diferentes métodos entre el test y retest en diferentes posiciones ……………………………………………………………………………..…100 Tabla 12. Correlación y nivel de significancia entre las diferentes posiciones de evaluación y los valores de fuerza obtenidos ……………………………………………………………………101 Tabla 13. Medidas de confiabilidad de los PF expresados de diferentes maneras en las 3 posiciones evaluadas ……………………………………………………………………………………………….102



XIII

3. Listado de Abreviaturas

ATP: Adenosin tri fostato

BIA: Bioimpedancia Eléctrica

BIT: Banda Iliotibial

BM: Masa Corporal (Body Mass)

CCA: Cadena Cinética Abierta

CCC: Cadena Cinética Cerrada

CV: Coeficiente de Variación

DEXA: Absorciometría Dual por Emisión de Rayos X

FED: Dinamómetro Electromecánico Funcional (Functional electromechanic dynamometer)

FIM: Fuerza Isométrica Máxima

F/BM: Fuerza Normalizada por Masa Corporal

F/FFM: Fuerza Normalizada por Masa Libre de Grasa

F/BJ: Fuerza Normalizada por Método de Brazett-Jones et al.

FFM: Masa Libre de Grasa (Free Fat Mass)

FM: Masa Grasa (Fat Mass)

Gmed: músculo Glúteo Medio (Gluteus Medius)

GMin: músculo Glúteo Menor (Gluteus Minimus)

HHD: Dinamómetro de Mano (Hand Held Dynamometer)

HHe: Dinamómetro Electromecánico Funcional Haefni Health 1.0

ICC: Coeficiente de Correlación Intraclase (Intraclass correlation coefficient)

LOA: Límites de Acuerdo (Limits of Agreement)

N: Newton

Nm: Newton metro

PC: Fosfocreatina

PF: Peak de Fuerza

SDD: Diferencia mínima detectable

SEM: Error Estándar de Medida (Standard Error of Measure)

SlP: Posición de cúbito lateral (Syde-lyng Position)

StP: Posición de pie (Standing Position)

SupP: Posición de cúbito supino (Supine Position)

TFL: músculo Tensor de la Fascia Lata



1

4. Organización de la Investigación



3

La presente investigación se ha estructurado en base a tres partes:

La primera parte consistió en determinar la validez de constructo del dispositivo

electromecánico funcional HHe. Para llevar a cabo esta parte se contó con una muestra de 32

sujetos que realizaron tres protocolos diferentes para la medición de la fuerza en la

musculatura abductora de cadera. Esta primera parte exploratoria nos permitió conocer las

características y potencialidades de este dispositivo que al ser nuevo, debíamos conocer,

apreciar sus potencialidades y poder objetivar si realmente será útil en el proceso de la

evaluación de diferentes grupos musculares y también, en el tratamiento o entrenamiento de

diferentes personas.

La segunda parte, se orientó a poder determinar la confiabilidad de este mismo dispositivo en

tres posiciones diferentes de evaluación, esto porque para la evaluación de la fuerza de la

musculatura abductora de cadera existe una variedad de opciones, lo cual permite tener más

alternativas, especialmente cuando los sujetos tienen algún problema de salud que les impide

adoptar una determinada posición, sin embargo no existe claridad de si todas ellas son fiables.

La tercera parte, está dirigida a determinar cuál es el mejor método para transmitir la

información que nos entrega este dispositivo, es decir, el método que nos permita poder

comparar resultados obtenidos de sujetos diferentes o bien de los mismos sujetos pero

separados en el tiempo. Para esto hemos utilizado 3 maneras diferentes de normalizar los

resultados.

Para la descripción de estos tres grandes acápites, la presente tesis se ha organizado en base a

un marco conceptual incial común. Los objetivos e hipótesis de cada una de estas partes se

encuentran descritos para cada una de ellas. La metodología se describe para cada parte de

manera separada, al igual que los resultados. Por último se ha integrado la discusión y las

conclusiones de todas ellas ya que forman parte de un único gran tema y creemos que de esta

manera se facilitará el aporte final de la presente tesis.



5

5. Resumen



7

La musculatura abductora de cadera es de vital importancia para la estabilidad de la pelvis. Los

déficits de fuerza son comunes y repercuten en la funcionalidad de los sujetos. Para evaluar la

fuerza se utilizan diferenes tipos de dinamómetros y tres posiciones de medición, decúbito

lateral, de pie y decúbito supino. Los resultados generalmente se expresan de diferentes

maneras, algunas de los cuales consideran formas de normalización para obtener resultados

más objetivos y comparables.

El propósito de este estudio fue determinar la validez de constructo y la fiabilidad en tres

protocolos de evaluación de la fuerza isométrica de la musculatura abductora de cadera,

utilizando un nuevo dinamómetro electromecánico funcional y secundariamente comparar tres

métodos de normalización de los valores de fuerza.

Veintinueve sujetos fueron evaluados en 2 sesiones idénticas, ejecutaron tres protocolos en las

posiciones decúbito lateral, de pie y decúbito supino, registrandose el peak de fuerza en

términos absolutos y normalizados por la masa corporal, la masa libre de grasa y una técnica

alométrica específica para la musculatura abductora de cadera.

Los mayores peak de fuerza se encontraron en la posición decúbito lateral siendo un 30%

mayores que en posición de pie y 27% mayores que en decúbito supino, esto independiente de

la forma de normalización de los datos. Los protocolos presentaron altas correlaciones entre si

(r: 0,72 a 0,98 p: ≤ 0,001). La mejor fiabilidad test-retest se encontró en decúbito supino y con

los datos normalizados por el método alométrico (coeficientes de correlación intraclase de 0,94

y coeficiente de variación de 5,64%). Por otro lado la normalización por masa corporal en la

posición decúbito lateral fue la que mostró coeficentes de correlación intraclase más bajos

(O,66) y coeficentes de variación más altos (9,8%).

Como conclusión, el dinamómetro electromecánico funcional es un dispositivo válido para

medir la fuerza isométrica de la musculatura abductora de cadera. Las 3 posiciones son fiables,

siendo decúbito supino la mejor y expresando los datos por la técnica alométrica.



9

6. Marco conceptual



11

6.1. La cadera

6.1.1. Características de la articulación

La cadera es la articulación que sirve de eslabón entre la extremidad inferior y el tronco,

formando parte de la región llamada pelvis. Por esta razón, tiene una compleja función que

entrega la movilidad propia de una articulación del tipo esferoidea (ball and socket)

permitiendo movimientos multiaxiales, con la estabilidad propia de las estructuras que deben

soportar carga. Está diseñada para permitir los movimientos del pie en el espacio cuando este

no se encuentra con soporte de carga (cadena cinética abierta, CCA) y permite la movilidad del

tronco sobre la extremidad inferior cuando el pie se encuentra con carga (cadena cinética

cerrada, CCC).

Figura 1, Articulación de la cadera o coxofemoral, tipo sinovial esfreoidea (ball and socket). Se

observan el hueso coxal con el acetábulo (izquierda), superficie concava y la cabeza femoral

(derecha) superficie convexa que permiten movimientos multiaxiales.

Los movimientos en la articulación se realizan por una gran cantidad de músculos que poseen

líneas de acción diferentes, facilitando movimentos multidireccionales, entre los que

encontramos la flexión, extensión, abducción, aducción, rotación medial y lateral. Por las

características propias de la estructura anatómica muchos de los músculos motores de la

articulación poseen más de una función, lo que hace más complejas la interacciones entre ellos,

junto con esto, debemos agregar que algunos de ellos también mueven articulaciones a

distancia como la rodilla.

6.1.2. Musculatura Abductora, importancia funcional

Dentro de los músculos de la articulación, los abductores de cadera tienen una reconocida

importancia, en la estabilidad de la pelvis, especialmente cuando el sujeto se encuentra en

apoyo monopodal, lo que es característico de una de las actividades funcionales más

importantes que realiza el ser humano, como es la marcha (Klemetti, Steele, Moilanen, Avela, y

Timonen, 2014). Junto a la musculatura debemos considerar las características biomecánicas de

la articulación que debe estar preparada para recibir grandes cargas y junto con esto asegurar

la movilidad de los miembros inferiores y el tronco, por lo que representa una zona relevante

para mantener un adecuada funcionamiento durante actividades de la vida diaria y deportivas

que impliquen la descarga de peso sobre una extremidad como la carrera y el salto (J. A. Smith,

Popovich, & Kulig, 2014) (Lenhart, Thelen, y Heiderscheit, 2014).

Los músculos agonistas de la abducción son tres, Glúteo medio (Gluteus medius, GMed.),

Tensor de la Fascia Lata (Tensor fasciae Latae, TFL) y Glúteo menor (Gluteus minimus, GMin)



13

(Gottschalk, Kourosh, y Leveau, 1989). Algunos autores consideran también el Sartorio

(sartorius) como un sinergista del movimiento (Palastanga, Derek, y Roger, 2000).

Figura 2. Vista posterolateral de la musculatura abductora en sus planos superficial (imágen

derecha) y profundo (imágen izquierda). Tomado de Gotshalk (Gottschalk et al., 1989).

Como se puede apreciar en la Figura 2, las imágenes muestran la dirección de las fibras

musculares de los abductores de cadera, apreciándose que la contracción de estos músculos

tracciona el fémur, especialmente desde el trocanter mayor hacia arriba mejorando la

coaptación de la articulación y rotando la cabeza femoral en el plano frontal (movimiento de

abducción).

Dentro de los abductores el Gmed, es el que posee la función más importante ya que se

considera no sólo abductor sino también estabilizador de la pelvis (Earl, 2005). Se origina entre

las líneas gluteas posterior y anterior del coxal y se inserta en el trocanter mayor en su parte

superomedial (Palastanga et al., 2000). Este músculo es el más grande de los abductores,

representando un 60% de la masa total de esta musculatura (Flack, Nicholson, y Woodley,

2014). El rol estabilizador en el plano frontal se da fundamentalmente cuando una extremidad

se encuentra en el aire, por ejemplo en la fase de oscilación de la marcha, en este momento el

GMed contralateral (del pie de apoyo) se debe contraer para evitar el excesivo movimiento de

la pelvis en el plano frontal, que povocaría la caída de la pelvis hacia la pierna que oscila. A este

signo en el ambiente clínico se le denomina marcha de Trendelemburg (Hardcastle y Nade,

1985).

Figura 3. Sujeto en A con marcha normal, y en B marcha de Trendelemburg.

Como se aprecia en la Figura 3, el sujeto de la imagen A posee un GMed con una fuerza

adecuada, que le permite mantener la pelvis estable durante la fase de apoyo monopodal con

un mínimo desplazamiento en el plano frontal. El sujeto B presenta una debilidad del GMed

derecho y se aprecia el colapso de la cadera y la caída de esta, hacia el lado contralateral

(izquierdo).



15

El TFL es el más pequeño de los abductores con una masa total que representa el 11% de los

abductores de cadera (Flack et al., 2014). Se origina en la parte anterior del labio externo de la

cresta ilíaca y se une a la Banda iliotibial (BIT) por abajo (Palastanga et al., 2000). La principal

función del TFL es la abducción de cadera, pero al ubicarse más anterior al eje lateral de la

articulación, también contribuye con la flexión y la rotación interna. Se ha visto, que en caso de

debilidad del GMed (principal abductor), se activa más el TFL generando una alteración

cinemática en la articulación (Bewyer y Bewyer, 2003). Otro elemento importante en la

funcionalidad de la cadera y de este músculo en particular es que, como ya se mencionó, tiene

inserción en la BIT y por consiguiente en la tibia (tuberculo de Gerdy, lateral a la tuberosidad

tibial) por lo que también contribuye con la estabilidad de esta (Palastanga et al., 2000). Junto

con esto la BIT, también se inserta en la patela en su borde lateral, por lo que genera una línea

de tracción lateralizante de dicho hueso y que puede comprometer la alineación y por ende el

funcionamiento de esta articulación como veremos más adelante.

El GMin se ubica en un plano más profundo y también es abductor aunque menos potente que

el GMed, por su menor área de sección transversal, alrededor del 20% de la masa total de

abductores de cadera (Flack et al., 2014). Se origina entre las líneas glúteas anterior e inferior y

se inserta al igual que el Gmed en el trocanter mayor del fémur pero en su parte anterosuperior

(Palastanga et al., 2000). Este músculo también contribuye con la flexión y rotación interna de

la cadera (Paré, Stern, y Schwartz, 1981).

Los músculos abductores están diseñados para trabajar en posición neutral o ligera aducción. El

torque isométrico máximo es 82% más alto en posición neutra que con 25° de abducción

(Neumann, 2010)

Figura 4. Fuerza isométrica máxima expresada en torque en movimiento en el plano frontal

(abducción) en 30 personas sanas. tomado de Neumann, (Neumann, 2010)

Como se puede apreciar en la figura 4, el torque máximo se produce cuando la cadera esta en

-10° respecto al eje horizontal, esta posición es en realidad 10° de aducción de la cadera. La

posición neutra son los 0° donde se aprecia que existe una producción de fuerza mayor que en

cualquier grado de abducción de cadera, dicho de otra manera, en la medida en que aumenta

la abducción de la cadera, disminuye la fuerza de los músculos abductores. Probablemente este

mayor desarrollo de fuerza en estas posiciones contribuye a las actividades de locomoción,

sobre todo en aquellas donde las demandas son más importantes por la carga que se aplica,



17

como la carrera y el salto, ya que en estas actividades la cadera se encuentra en una mínima

abducción.

6.1.3. Problemas asociados a la debilidad de abductores de cadera

Los déficits de fuerza en esta musculatura se encuentran en numerosas condiciones de salud,

como el envejecimiento y también en sujetos con patologías, siendo muy importante ya que

repercute en la funcionalidad de las personas (Johnson, Mille, Martinez, Crombie, y Rogers,

2004).

Dentro de las patologías, las lesiones de cadera como la osteoartritis (Dwyer, Stafford,

Mattacola, Uhl, y Giordani, 2013; Loureiro, Mills, y Barrett, 2013), los reemplazos parciales o

totales de la articulación (Horstmann, Listringhaus, Haase, Grau, y Mündermann, 2013) no solo

tienen afectada la fuerza del lado de la lesión si no que también el contralateral (Jaramillo,

Worrell, e Ingersoll, 1994).

Junto con la cadera, la zona del cuerpo que más se ha relacionado con problemas producto de

la debilidad o inhibición de esta musculatura, es la rodilla. En ella se han descrito lesiones como

síndrome de fricción de la Banda Iliotibial (Fredericson et al., 2000), síndrome de dolor

patelofemoral (Ireland, Willson, Ballantyne, & Davis, 2003; Baldon et al., n.d.; Barton, Lack,

Malliaras, y Morrissey, 2013; Boling, Padua, y Alexander Creighton, n.d.; Crossley, Zhang,

Schache, Bryant, y Cowan, 2011; Finnoff et al., 2011; Lee, Souza, y Powers, 2012; Willson,

Kernozek, Arndt, Reznichek, y Scott Straker, 2011) y lesión de ligamento cruzado anterior

(Hewett, 2005).

Los problemas de rodilla están asociados a un aumento en el movimiento de esta en el plano

frontal, que produciría un aumento del ángulo Q y en el valgo de la rodilla (Cichanowski,

Schmitt, Johnson, y Niemuth, 2007; Fredericson et al., 2000). Frente a una debilidad del GMed

en el apoyo unipodal, el fémur tiende a aducir y rotar medialmente, dejando un valgo

aumentado de rodilla y una pronación del pie, lo que se denomina colapso medial de la

extremidad inferior (Powers, 2003). Si consideramos además que las fuerzas valgizantes sobre

la rodilla aumentan 2,5 veces en la carrera versus la marcha (Novacheck, 1998) esto se hará

relevante en las actividades deportivas aumentando el colapso medial del miembro inferior.

Dichos elementos podrían generar un estrés permanente sobre la articulación, lo que

predispondría a las lesiones tan frecuentes en la rodilla (Cichanowski et al., 2007; Fredericson et

al., 2000).

El estudio de Ireland et al. confirma esto (Ireland et al., 2003). Él estudió un grupo de mujeres

con dolor patelofemoral que las comparó con un grupo de mujeres de similares características

que sirvieron de control. Los resultados de su estudio mostraron que las mujeres con dolor

patelofemoral tenían 26% menos de fuerza en abductores de cadera y 36% menos fuerza en

rotadores externos de la misma articulación.



19

Por otra parte Boling et. al., utilizando un dinamómetro isocinético midieron las diferencias de

fuerza en extensores, rotadores externos y abductores de cadera en un grupo de sujetos de 18

a 40 años con y sin dolor patelofemoral, encontrando debilidad en abductores y rotadores

externos en quienes padecían de dolor patelofemoral (Boling et al., 2009.).

En otro estudio realizado por Cichanowski, et al. midieron 26 atletas, 13 de los cuales

presentaban dolor patelofemoral. Ellos encontraron que la fuerza producida por los abductores

y rotadores externos de cadera de la pierna lesionada eran significativamente menores que en

la pierna no lesionada. También demostraron que no había diferencias significativas en la

fuerza de los flexores de la cadera, extensores, aductores o rotadores internos (Cichanowski et

al., 2007).

Por otra parte Willson y Davies evaluaron mediante cámaras de alta velocidad la cinemática de

la cadera y rodilla, evidenciando que los sujetos que experimentaron síndrome de dolor

patelofemoral tuvieron una mayor aducción de cadera que se atribuyó a la mecánica del plano

frontal anormal, debido a abductores de cadera débiles en comparación con el grupo control

(Willson y Davis, 2008).

En otro estudio, se midió la fuerza de los músculos que realizaban todos los movimientos de

cadera en corredores y asociaron todas las lesiones del miembro inferior que se produjeron

(tendinitis calcánea, síndrome de fricción de la banda iliotibial, dolor anterior de rodilla,

fracturas de estrés tibial o fibular, síndrome de estrés tibial medial y fascitis plantar) a

desequilibrios musculares de cadera, que no existieron en los sujetos sanos. Haciendo especial

énfasis en el rol estabilizador del GMed (Niemuth, Johnson, Myers, y Thieman, 2005).

Taunton et al. estudió a un grupo de corredores, 168 de los 2.002 lesionados que representaron

el 8,4% del total, fueron diagnosticados con síndrome por fricción de la banda iliotibial. Los

factores contribuyentes más importantes en su aparición fueron la debilidad de abductores de

cadera, discrepancia en el largo de las piernas y una historia de correr cuesta abajo (Taunton et

al., 2002).

Las debilidades de abductores también se extienden al pie, donde se han asociado lesiones

como excesiva pronación (Allen y Glasoe, 2000; Tiberio, 1987) e inestabilidad crónica de tobillo

(Beckman y Buchanan, 1995). Recientemente Smith et al. estudiaron los efectos de un

programa de 4 semanas de entrenamiento de la musculatura abductora de cadera en un grupo

de 26 sujetos con inestabilidad crónica de tobillo. Este grupo se dividió aleatoriamente en un

grupo que realizó el entrenamiento y un grupo control. Junto con la fuerza de la musculatura

abductora de cadera se aplicaron pruebas para el control del balance y el equilibrio como el

star excursión balance test y el Balance Error Scoring System además del cuestionario de

autoreporte Foot and Ankle Ability Measure activities of daily living and sports. El grupo que

entrenó mejoró en todas las pruebas sugiriendo los autores que el entrenamiento de la

musculatura abductora de cadera es beneficioso en el tratamiento y prevención de los

síntomas recurrentes asociados a inestabilidad crónica del tobillo (B. I. Smith, Docherty, y

Curtis, 2017). Powers C. et al. realizaron un estudio prospectivo para determinar si la fuerza



21

abductora de cadera es un predictor de esguinces de tobillo laterales producidos sin contacto

en futbolistas hombres competitivos. Estudiaron 210 futbolistas durante una temporada (30

semanas) y encontraron que la disminución de la fuerza abductora de cadera aumentaba el

riesgo de esguinces de tobillo sin contacto, el punto de corte que identificaba un alto riesgo era

una fuerza de 33,8% del peso corporal, aumentando en ellos la probabilidad de lesión entre un

11,9% a un 26,7% (Powers, Ghoddosi, Straub, y Khayambashi, 2017).

Otra zona que se ha asociado a debilidades de abductores, es la columna lumbar, encontrando

disfunciones y principalmente dolor (Lazennec, Brusson, y Rousseau, 2011). Un estudio

realizado recientemente por Cooper et al., en 150 personas con dolor crónico lumbar y 75

personas sanas, encontró que en quienes sufrían dolor lumbar crónico era prevalente la

debilidad del glúteo medio, la marcha trendelemburg y dolor a la palpación en esta misma zona

(Cooper et al., 2016). Nelson-Wong et al. observaron que incluso en personas sin dolor lumbar

luego de 15 minutos en posición de pie se produce una cocontracción de ambos GMed, lo que

sugiere una respuesta adpatativa ante la fatiga de la musculatura paraespinal. Estos autores

consideran la coactivación del GMed como un fuerte predictor de dolor lumbar (Nelson-Wong,

Gregory, Winter, y Callaghan, 2008) .

En adultos mayores esta musculatura parece ser aun más relevante que en la población joven.

La reducción en la fuerza abductora de cadera parece ser uno de los principales factores en el

aumento en el risgo de caídas en adultos mayores (Morcelli et al., 2016). Un 30% de las

personas sobre 65 años tienen riesgo de caer lo que trae consigo lesiones, pérdida de la

independencia, calidad de vida e incluso la muerte (Boyé et al., 2014). En un estudio Arvin et al.

demostraron la importancia de la musculatura abductora de cadera en el control del equilibrio

en el plano frontal en adultos mayores y como la debilidad de esta podría llevar a caídas (Arvin

et al., 2016). La debilidad de estos músculos produce una fatiga más temprana y esto se asocia

con mayor variabilidad en la marcha, asimetría del paso en el plano frontal y movimientos en

este mismo plano más lentos (Arvin et al., 2015). En esta misma línea Addison et al.

encontraron que aquellos adultos mayores con debilidad de la musculatura abductora

utilizaban estrategias menos eficientes para mantener el equilibrio ante perturbaciones del

ambiente. Específicamente aquelos con musculaura débil utilizaban el paso medial para

recuperar el equilibrio, minetras quienes tenían fuerza adecuada utilizaban la estrategia

cruzada que es más estable para la mantención de la postura (Addison et al., 2017).

A la luz de estos antecedentes parece fundamental mantener niveles óptimos de fuerza

isométrica de la musculatura de la cadera, lo que permitiría mejoras clínicas y de funcionalidad

en deportistas y pacientes con trastornos musculoesqueléticos (Amorim et al., 2017; Chen y

Chou, 2017; Gafner et al., 2017).

Entender el rol de la musculatura de la cadera en los movimientos de abducción, facilitaría un

diagnóstico y un tratamiento efectivo en las alteraciones producidas a nivel de extremidad

inferior (Kindel y Challis, 2017)



23

6.2. Fuerza

El órgano capaz de generar movimiento es el músculo, en sus tres formas (Esquelético, liso y

cardíaco). El músculo esquelético posee una estructura molecular que permite su acortamiento.

Este movimiento es transmitido a través del tejido conectivo hacia el hueso que forma las

palancas que se mueven en torno a las articulaciones.

6.2.1. Concepto de Fuerza

La fuerza tiene numerosas definiciones y todas ellas van ligadas a la rama del saber que

pretende estudiarla. Es así como para la física se define como “toda causa capaz de modificar el

estado de reposo o movimiento de un cuerpo”. La fisiología, en cambio, la define como “la

capacidad para generar tensión”.

Estas definiciones entregan dos formas de abordar el problema, la primera, desde el punto de

vista de la física, se centra en el resultado de la producción de fuerza, en la lietratura inglesa

esto se denomina force y lo que habitualmente en el ámbito de las ciencias del ejercicio se

denomina “manifestación de la fuerza”. Por otro lado la fisiología se centra en el orígen o causa,

es decir, el mecanísmo para generar la fuerza. El concepto anglosajón para esto es strength, y

en el lenguaje de las ciencias implicadas en el movimiento se le llama, “producción de fuerza”.

Bajo este último concepto la fuerza es la manifestación de la contracción muscular que se

produce por una compleja interacción entre el sistema nervioso y el músculo esquelético.

En el área de la salud y el deporte la fuerza se mide tradicionalmente a través de una

contracción voluntaria máxima (CVM), que puede tener diferentes características en cuanto al

tipo movimiento o la ausencia de este y la duración del mismo.

6.2.2. Importancia de la Fuerza muscular en la salud

Actualmente la evidencia existente a favor de que una buena aptitud cardiorespiratoria es un

factor para prevenir numerosas enfermedades cardiovasculares, metabólicas e incluso algunos

tipos de cáncer es innegable. Sin embargo, no ha sucedido lo mismo con la aptitud muscular. En

los últimos años esto ha ido cambiando y la evidencia que muestra que la fuerza ocupa un lugar

importante como factor protector de la salud se empieza a acumular.

El año 2008 se publica el primer estudio de Ruiz JR et al. que entrega la primera evidencia sólida

de la importancia de la fuerza en el envejecicmiento saludable. Estos autores siguieron por 18,9

años a 8762 hombres de entre 20 y 80 años. Según el nivel de fuerza que tenían los clasificaron

en tres tercios. Los individuos que estaban en el tercio más bajo de fuerza tenían un 50% más

de probabilidades de morir por cualquier causa de muerte que los sujetos que se encontraban

en el tercio superior. Lo que se repitió para el cáncer como causa de mortalidad (Ruiz et al.,

2008). En esta misma línea Metter J. et al. midieron la fuerza prensora de la mano (grip) en

1071 hombres en un periodo de 25 años y vieron su impacto en la mortalidad. En este estudio



25

se asoció con un aumento en la mortalidad bajos niveles de fuerza y la tasa en que esta

disminuía en el tiempo independiente del nivel de actividad física y de masa muscular. Algo

interesante que se encontró en este estudio es que en menores de 60 años la tasa de pérdida

de fuerza fue un factor más importante que el nivel de fuerza y en mayores de 60 años sucedió

lo contrario, es decir, la fuerza fue un factor más protector que la tasa de pérdida de esta

(Metter, Talbot, Schrager, y Conwit, 2002). El grupo de investigadores liderados por Laukkanen

evaluaron la fuerza muscular y la movilidad como predictores de sobrevida en adultos mayores

de 75 a 84 años. Midieron en más de 460 sujetos la capacidad física, velocidad de la marcha,

fuerza prensora de la mano y fuerza en extensores de rodilla encontrando que la reducción de

la movilidad y de la fuerza muscular incrementaban el riesgo de mortalidad en este grupo etario

(Laukkanen, Heikkinen, y Kauppinen, 1995). En un estudio con adultos mayores de edad similar,

entre 70 a 79 años, Newman et al. midieron la fuerza extensora de rodilla con isocinética, la

fuerza prensora de mano, el área muscular con tomografia axial computada y la composición

corporal con DEXA, realizando un seguimiento de 4,9 años. Mostraron que existe una fuerte

asociación entre la fuerza muscular y la mortalidad y que esta condición no se dio para una baja

masa muscular. La estimación del riesgo entregada por la fuerza muscular tanto de extensores

de rodilla como prensora de mano era similar. Los autores postulan que factores hormonales

como la disminución de la testosterona y de IGF-1 que declinan con la edad podrían explcar

porqué la disminución de la fuerza parece ser un marcador potente. Junto con esto la pérdida

de neuronas motoras con el envejecimiento y el proceso de reinervación de fibras tipo I

resultaría en una preservación de la masa muscular con menos fibras tipo II que generarían

menos fuerza muscular (Newman et al., 2006).

En el caso de los adultos mayores no solo es importante la mortalidad. La calidad de vida es

relevante para mantener la dignidad de los sujetos. Brill et al. realizaron un estudio para evaluar

la asociación entre el nivel de fuerza muscular y endurance con la prevalencia de limitaciones

funcionales. Realizaron un seguimiento a 5 años de 3069 hombres y 589 mujeres a quienes

midieron la fuerza a través de la 1 repetición máxima en los ejercicios de leg press y bench press

y el endurance muscular a través de la mayor cantidad de abdominales ejecutados en 60

segundos. Concluyeron en su estudio que la mantención de la fuerza muscular a través de la

vida puede reducir la prevalencia de limitaciones funcionales que trae como consecuencia una

menor morbilidad y mejor calidad de vida (Brill, Macera, Davis, Blair, y Gordon, 2000).

En el caso de los niños y adolescentes la fuerza también juega un rol importante en la salud.

Smith J. et al. realizaron una revisión sistemática y metaanálisis para determinar los beneficios

del fitness muscular en niños y adolescentes. Incluyeron 110 estudios y evaluaron como la

aptitud muscular influía sobre la adiposidad, la salud ósea, la enfermedad cardiovascular y

factores de riesgo metabólico, dolor musculoesquelético, salud sicológica y habilidades

cognitivas. Se encontró una fuerte evidencia y una asociación inversa entre fuerza y

adiposidad central y enfermedad cardiovascular. También se encontró fuerte evidencia de

asociación positiva entre salud ósea y autoestima. La evidencia para dolor

musculoesquelético expresado como dolor lumbar y la habilidad cognitiva fue

inconsistente o incierta (J. J. Smith et al., 2014).



27

6.2.3. Tipos de contracción muscular

La contracción muscular se puede clasificar de diferentes puntos de vista. Lamentablemente los

diferentes criterios de clasificación se han utilizado en la literatura y en el lenguaje común de

manera inconsistente, mezclándose estos y haciendo que muchas veces sea difícil la

comunicación.

Uno de los criterios de clasificación para los tipos de contracción muscular es el tono muscular,

según si este cambia o no, pudiendo ser isotónicas cuando se mantiene constante o auxotónico

cuando cambia. Este criterio es el que provoca las mayores confusiones ya que las

contracciones isotónicas solo se pueden provocar bajo condiciones de laborartorio, sin

embargo, se ocupa este término generalmente para referirse a las contracciones donde existe

movimiento del tejido muscular, lo cual es erróneo ya que en este tipo de contracciones se

producen modificaciones permanentes al tono.

Otro criterio es según si hay movimiento o no, siendo estáticas aquellas donde no existe

movimiento visible del segmento corporal, también se usa para referirse a estas contracciones

el término isométricas. Por otro lado, están las contracciones dinámicas donde el movimiento

puede ser en sentido del acortamiento muscular (se acercan los puntos de inserción muscular),

denominándose concéntricas o bien en sentido contrario, es decir, de alargamiento muscular

(se alejan los puntos de inserción muscular), que conocemos como excéntricas. A este tipo de

contracciones dinámicas debemos agregar las isocinéticas donde el movimiento se realiza a una

velocidad constante.

6.2.4. Factores que afectan la fuerza muscular

Los factores determinantes de la fuerza muscular pueden ser clasificados en:

Intrínsecos:

Tamaño Muscular: Los músculos que poseen mayores áreas de sección transversal

generan mayor cantidad de fuerza, ya que poseen mayor cantidad de sarcómeros. Esta

relación no es directa ya que depende de otros factores, como la dirección de las fibras

musculares con el eje del tendón (ángulo de penación). Mientras menor es el ángulo de

penación, la fuerza se transmite de manera más eficiente al tendón.

Bioquímica Muscular: Los diferentes músculos requieren de sustratos energéticos para

poder generar los ATP necesarios para producir tensión. En relación a estos los músculos

pueden contener mayores o menores cantidades de sustratos como ATP, PC,

Glucógeno, etc. y por lo tanto estar mejor preparados para un determinado tipo de

esfuerzo.

Perfil de Tipo de Fibra: Las células musculares poseen diferentes tipos de velocidad de

acortamiento y con esto pueden generar más o menos tensión, este perfil está

determinado por el uso (entrenamiento) pero también existe una determinación

genética al respecto. La velocidad de acortamiento de la fibra muscular está

determinada por el tipo de motoneurona que inerva el músculo.



29

Extrínsecos:

Tamaño Corporal: esta variable influye cuando queremos mostrar los resultados de un

sujeto y compararlos con otro que poseen tamaños diferentes, por lo que debemos

considerar su tamaño para poder realizar comparaciones. De aquí nace el concepto de

fuerza relativa y absoluta. Este factor también lo debemos considerar dependiendo de la

forma en que mediremos la fuerza. Como lo que medimos por fuerza habitualmente es

la manifestación de ella, se puede medir mediante un aparato externo como un

dinamómetro donde el peso corporal es indiferente entre diferentes sujetos o bien

podemos medirlo en un gesto motriz que implique el desplazamiento corporal como el

salto por ejemplo, donde el peso corporal jugará un rol importante en los resultados de

nuestra medición.

Curva de longitud-tensión: La fuerza generada por un músculo está influida por la

longitud inicial de este, ya que el músculo es capaz de generar más tensión en

longitudes intermedias de estiramiento (longitud sarcomérica más eficiente de 2,0 a

2,2μ aproximadamente), no así en alargamiento o acortamiento. Esto se traduce en la

importancia del adecuado posicionamiento del sujeto al realizar la evaluación.

Mecanismos Neuromusculares: El sistema nervioso permite que la generación de

tensión sea más o menos eficiente. Es así como la coordinación intramuscular permite

que cuando las fibras musculares de un músculo se contraen lo hagan sincrónicamente

para generar la máxima tensión posible, considerando que cuando se contrae un

músculo, nunca en condiciones normales lo hacen todas las fibras simultáneamente.

También debemos considerar la coordinación intermuscular que permite la correcta

alternancia entre contracción y relajación de músculos agonistas y antagonistas. Este

fenómeno es relevante cuando comparamos sujetos con experiencias motrices previas

versus sujetos inactivos en los que estos mecanismos son menos eficientes.

Condicionantes:

Edad: Debemos considerar que niños y adultos mayores poseen menores niveles de

fuerza. Fenómeno que tiene su explicación en fenómenos estructurales como la menor

masa muscular por aspectos fundamentalmente endocrinos en los niños y fenómenos

de sarcopenia en adultos mayores.

Sexo: Las mujeres poseen menores masas musculares, por lo que son capaces de

generar menos tensión en un músculo dado, especialmente cuando los resultados de la

medición de la fuerza están expresados en términos absolutos.

Nivel de Actividad: este factor se refiere a cuanto se usa la musculatura, un sujeto que

somete su musculatura a carga será capaz de generar mayores niveles de tensión. Es el

efecto del entrenamiento que permite una adaptación del músculo a las cargas que se

aplican sobre él, es importante hacer notar que esta adaptación es en el sentido positivo

(aumento) y también negativo (disminución).



31

6.2.5. Valoración de la Fuerza

Cuando queremos medir la fuerza, tanto en el área clínica como en la actividad física y el

deporte, lo que medimos es la manifestación de la fuerza (Force), básicamente la carga que el

sujeto desplaza o intenta desplazar si se trata de fuerza estática. Para poder medir lo que está

pasando en el músculo (strength) requerimos equipos y procedimientos que se realizan en

condiciones de laboratorio, lo que por supuesto nos entrega información muy valiosa, pero

también nos aleja de la realidad de pacientes y sujetos de cualquier tipo. En este apartado me

centraré en la medición de la fuerza isométrica que tiene una amplia aplicabilidad en el

contexto clínico.

6.2.5.1. Valoración de la Fuerza isométrica

La Fuerza isométrica se mide como la fuerza o torque máximo producido por una contracción

isométrica voluntaria máxima (FIM).

Las ventajas de la medición de la fuerza isométrica en el ambiente clínico son:

Simples de realizar, tanto para el evaluador como para el evaluado.

Existe un mínimo riesgo de lesión, especialmente cuando se entregan las instrucciones

adecuadas.

Las mediciones tienen un alto grado de confiabilidad cuando se siguen los protocolos

adecuados.

También es importante conocer cuales serían las desventajas de utilizar este tipo de

mediciones:

Los resultados de las pruebas son ángulo dependientes, es decir el valor de la fuerza

obtenido es real solo para ese ángulo (Murphy, Wilson, Pryor, y Newton, 1995; Zeh et

al., 1986).

Existe poca evidencia que la medición de la fuerza isométrica se correlacione con

actividades funcionales especialmente en el ámbito deportivo (Murphy et al., 1995).

Dentro de los dispositivos que se utilizan para evaluar la fuerza encontramos (Brown y Weir,

2001):

Dinamómetros: Los dinamómetros se usan para medir la fuerza y la resistencia estáticas de los

músculos de prensión, así como los músculos de piernas y la espalda. La escala está fijada en un

escalón o una plataforma. La cadena y la barra se ajustan según la altura del individuo que se

está sometiendo a la prueba. Corresponde a un instrumento con muelle; cuando se aplica

fuerza al dinamómetro, al muelle se comprime y mueve la aguja del indicador en el grado

correspondiente.

Tensiómetros con cable: Los tensiómetros con cable pueden usarse para valorar la fuerza

estática de numerosos grupos musculares diferentes de todo el cuerpo. Entre los diferentes



33

instrumentos se cuentan un tensiómetro, cables de acero, una mesa de pruebas, ganchos de

pared, correas y un goniómetro. El cable esta unido a la pared o a los ganchos de la mesa, y el

otro extremo se sujeta con una correa la parte del cuerpo que se prueba. El cable siempre está

situado en ángulo recto con respecto a la palanca ósea que realiza la acción de tirar. A medida

que el individuo ejerce fuerza sobre el cable el elevador del tensiómetro se deprime y una aguja

indicadora de la fuerza máxima realizada registra la puntuación de la fuerza estática.

Células de carga: Estos dispositivos están diseñados para transformar una señal mecánica que

consiste en la deformación de un elemento producto de la carga o fuerza aplicada sobre ella a

una señal eléctrica medible y por lo tanto cuantificable. Cada célula de carga se deforma ante

diferentes formas en que se aplica la carga que puede ser compresión, tensión, flexión o

cizallamiento. En la actualidad este es el método más utilizado para medir la fuerza, siendo un

método fiable y de gran precisión. La señal eléctrica generada va conectada a un soporte

informático que permite recoger los datos y almacenarlos para su posterior tratamiento.

Dinamómetros electromecánicos (Isocinéticas): La medición isocinética de la fuerza se produce

cuando un músculo se acorta a una velocidad constante, por ende la articulación que permite el

movimiento lo hace a una velocidad angular constante. Para poder realizar esto se requiere de

un dispositivo que proporcione resistencia al movimiento de la extremidad de modo que un

segmento de miembro no pueda acelerar más allá de la velocidad angular preestablecida en él

dispositivo. Como resultado, la máquina no proporciona resistencia, ni mide el torque hasta

que el segmento intenta exceder la velocidad preestablecida. En teoría, por lo tanto, cuando el

segmento alcanza la velocidad preestablecida e intenta acelerar, la extremidad se moverá a una

velocidad constante. Como vemos este tipo de dispositivos evalúa en forma dinámica, pero los

dispositivos isocinéticos se pueden programar para trabajar en velocidad cero, funcionando

como un dinamómetro común. Por esto cumplen una función dual, tanto dinámica como

estática.

Con ellos se puede medir diferentes variables de la Fuerza como:

Pico máximo de fuerza (PF).

Fuerza explosiva en régimen estático en cualquier punto o tiempo y la fuerza explosiva

máxima.

El tiempo transcurrido hasta alcanzar los distintos valores de fuerza.

La resistencia a la fuerza con distintos porcentajes de la FIM (fuerza isométrica máxima).

Niveles óptimos de fuerza isométrica especialmente en la musculatura de la cadera -tema de

esta tesis- presentaría mejoras clínicas y de funcionalidad en deportistas y pacientes con

trastornos musculoesqueléticos (Amorim et al., 2017; Chen & Chou, 2017; Gafner et al., 2017).

6.2.5.2. Consideraciones en la medición de la Fuerza

Para una adecuada medición de la fuerza se deben considerar ciertos aspectos que permitirán

desarrollar las evaluaciones de una manera adecuada. Estos aspectos son los siguientes:



35

Planificación: Es muy importante antes de realizar cualquier evaluación de la fuerza tener

claridad qué es lo que se quiere medir, es decir que variables de la fuerza son las útiles para

cada caso en particular, como por ejemplo peak de fuerza, fuerza media, tasa de desarrollo de

la fuerza, impulso, etc. Además de esto, porqué se quiere medir, para controlar el proceso de

entrenamiento, rehabilitación, determinar criterios de normalidad, dar el alta, etc.

Seguridad: Se debe garantizar en todo momento la seguridad de todas las personas que

intervienen en la medición. Para esto es importante inspeccionar el equipamiento para evitar

accidentes, se debe proveer adecuadas condiciones de iluminación y temperatura, se debe

tener planes en caso de emergencias médicas y el personal evaluador debe ser idóneo en este

tipo de actividades.

Entrada en calor: El calentamiento es muy importante antes de realizar cualquier prueba de

fuerza ya que prepara el cuerpo para un esfuerzo que habitualmente es máximo. Estas

actividades permiten poner a punto los sistemas de aporte de energía, cardiorrespiratorio y

neuromuscular.

Familiarización: es muy importante que antes de la realización de la prueba el sujeto conozca el

procedimiento y lo haya vivenciado, con el objeto de disminuir el error de la medición por

aspectos técnicos de ejecución.

Especificidad: Las pruebas de fuerza deben ser específicas en relación a las necesidades del

individuo que será evaluado, para que los resultados sean útiles desde el punto de vista de los

procesos de recuperación o de entrenamiento deportivo.

6.2.5.3. Consideraciones en la medición de la fuerza isométrica:

Dentro de los elementos más importantes a la hora de evaluar es tratar de tener una medición

válida y fiable, para esto debemos reducir al máximo todos aquellos aspectos que pudieran

interferir en tener resultados objetivables. En la medición de la fuerza existen una serie de

factores que pueden hacer que los resultados presenten errores y por lo tanto sean poco

confiables.

La Sociedad Americana de Fisiólogos del Ejercicio en sus recomendaciones de procedimientos

para la evaluación precisa de la fuerza y potencia muscular establecen ciertos criterios que se

deben considerar para una adecuada medición de la FIM (Brown y Weir, 2001).

Ángulo articular: como se describió anteriormente la medición de la fuerza es ángulo

dependiente, por esta razón debemos considerar una adecuada elección del ángulo en

el cuál debemos realizar la medición, considerando que la fuerza está influenciada por la

longitud muscular y el torque por la longitud del brazo de palanca.

Duración de las contracciones: no existe un acuerdo preciso en el tiempo de cada

repetición pero según Caldwell debiera ser entre 4 a 6 segundos (Caldwell et al., 1974).



37

Intervalo de descanso: No existe un acuerdo exacto, el tiempo puede ser de 30

segundos si son pocas repeticiones. Para esto siempre se debe considerar el tipo de

esfuerzo y el sistema de aporte de energía predominante para asegurar una adecuada

cantidad de energía para realizar la prueba (ATP) y que no sea este el factor limitante de

la prueba.

Número de repeticiones: se recomienda ejecutar 3 repeticiones para cada una de las

pruebas que se va a realizar (Edwards, Young, Hosking, y Jones, 1977).

Intervalo promedio: En los dispositivos que permiten la grabación de la fuerza en un

periodo de tiempo se recomienda tomar los valores de fuerza por 3 segundos, sin

embargo no existe mucha evidencia para esta recomendación, además depende de la

variable de la fuerza que se vaya a medir. Si por ejemplo medimos PF, este se alcanza

antes del primer segundo, por lo que no tendría sentido.

Instrucciones estandarizadas: El feedback tanto auditivo como visual afecta los valores

de fuerza obtenidos, por lo tanto es importante estandarizar el lenguaje que se va a

utilizar para incentivar al sujeto a que haga el máximo esfuerzo (Caldwell et al., 1974).

Posicionamiento y estabilización: Al ser afectada la fuerza por la posición articular es

importante elegir la posición adecuada considerando la longitud muscular y el brazo de

palanca.

Procedimientos estandarizados: el procedimiento completo se debería estandarizar, es

decir se debe realizar un protocolo donde se consideren todos los puntos anteriores

para que estas mediciones sean reproducibles a través del tiempo.

6.2.5.4. Métodos de valoración de la fuerza de cadera en el contexto clínico

Es ampliamente reconocida la importancia de la fuerza muscular en el ámbito clínico. Las

alteraciones de la fuerza se pueden producir por lesiones musculoesqueléticas,

cardiovasculares, respiratorias, neurológicas, metabólicas, etc. Por esto es relevante tener

pruebas que sean validas y confiables.

Según describe Jaric, las pruebas de fuerza muscular en el contexto clínico tienen como objetivo

(Jaric, 2002):

Evaluar la función muscular.

Proveer valores normativos para la población sana.

Evaluar resultados de procedimientos terapéuticos.

Estimar el riesgo de lesiones o problemas de salud.



39

La evaluación de la fuerza en el ámbito clínico se realiza utilizando principalmente 3

procedimientos, Test muscular manual, dinamometría manual (HHD) y dinamometría

isocinética.

Test Muscular manual: Este tipo de evaluación es muy sencilla y consiste en aplicar una

resistencia manual por parte del evaluador a un segmento determinado y que se encuentra en

una posición estandarizada (Fig. 5). La fuerza se gradúa en una escala de 0 a 5, donde 0 es la

ausencia de fuerza y de actividad muscular visible (parálisis) y 5 es la posibilidad de mover el

segmento ante una carga máxima ejercida por el evaluador en una posición estándar, esta

posición se caracteriza por ser en contra de la fuerza de gravedad. Cuando el músculo es tan

débil que no es capaz de vencer la fuerza de gravedad es necesario cambiar la posición del

evaluado para tratar de minimizar este efecto, en este caso las puntuaciones son siempre

menores de 2. El puntaje 1 se da cuando existe contracción muscular visible o palpable en

ausencia de movimiento del segmento. El puntaje 3 se logra cundo el sujeto es capaz de

movilizar el segmento a evaluar sin una carga externa, solo dada por el peso del segmento en

contra de la gravedad. Las ventajas de este sistema es que solo se requiere del evaluador, sin

embargo posee una validez y fiabilidad limitada, ya que depende de la expertiz del evaluador.

(Kendall FP, 1983; Hislop HJ, Avers D, Brown M, 2014)

Figura 5. Evaluación muscular manual en abductores de cadera (Hislop HJ, Avers D, Brown M,

2014)

La utilidad de las pruebas musculares manuales se orienta principalmente al ambiente clínico y

cuando los músculos son débiles, especialmente en alteraciones del sistema nervioso que

impliquen paresia de ellos, pero su utilidad en investigación o cuando se debe detectar

pequeños cambios en la fuerza es limitada.

Dinamómetro manual (Hand Held Dynamometer, HHD): Este tipo de dispositivos consiste en

un dinamómetro de un tamaño muy pequeño que permite adosarlo a la mano del evaluador

para que este lo aplique a un segmento determinado (Fig. 6). La técnica de utilización es similar

a la evaluación muscular manual ya que se utilizan las mismas posiciones estandarizadas para

tal motivo. El dispositivo entrega el valor de fuerza expresado en newton, kilogramos o libras,

por lo tanto presenta una mayor objetividad que la evaluación muscular manual a lo hora de

registrar los datos. Su versatilidad permite utilizarlo en cualquier ambiente, en el caso de

pacientes con algún impedimento estos pueden estar hospitalizados o bien ser ambulatorios.

Esta herramienta es de bajo costo comparativo a la isocinética. Una de las limitaciones que



41

tienen estos dispositivos es la variabilidad en los resultados que se puede producir con las

diferencias de tamaño y fuerza del evaluador (Krause, Schlagel, Stember, Zoetewey, y Hollman,

2007), a pesar de esto se consideran válidos y fiables para la evaluación muscular. Para mejorar

la validez y confiabilidad del instrumento se han utilizado fijaciones externas como marcos

metálicos y cinchas con los HHD adheridos a ellas (Hansen, McCartney, Sweeney, Palimenio, y

Grindstaff, 2015; Jackson, Cheng, Smith, y Kolber, 2016; Stark, Walker, Phillips, Fejer, y Beck,

2011).

Figura 6, La imagen muestra Dinamómetros de mano (HHD), dos de los modelos más utilizados,

a la derecha el HHD Lafayette Modelo 01165 y a la izquierda el Hoggan microFET2.

Dinamometría isocinética: Los dinamómetros isocinéticos son dispositivos bastante grandes y

estacionarios, sus características, han sido comentadas anteriormente, dan una gran cantidad

de información relativa a la fuerza. Además de entregar valores de peak de fuerza, trabajo,

potencia, etc, en modalidad isocinética nos entregan las curvas de fuerza-velocidad y la relación

de fuerza entre músculos agonistas y antagonistas. La Dinamometría isocinética ha demostrado

ser un herramienta de evaluación exacta y segura y es considerada actualmente el gold

estándar para analizar la fuerza muscular, pero su alto costo impide la accesibilidad a este

instrumento (Kindel y Challis, 2017; Paul y Nassis, 2015). Estos dispositivos han sido diseñados

para realizar evaluaciones musculares en movimientos analíticos por lo que no es posible

evaluar cadenas cinéticas de movimiento, a esto también debemos agregar que se requiere de

elementos de fijación diferentes dependiendo del segmento a evaluar. Estas razones hacen que

estos equipos solo se puedan utilizar en pacientes ambulatorios (Fig. 7).

Figura 7, a la izquierda se observa la evaluación de la musculatura abductora de cadera con

dispositivo isocinético y a la derecha otra marca de este mismo dispositivo.



43

Dinamómetro Electromecánico Funcional, FED: Un nuevo dispositivo dinamométrico ha sido

diseñado para la ejecución de tareas funcionales, el Haefni Health 1.0 (HHe) (iVolution,

Granada, España), permite generar movimientos en diferentes planos y ángulos. Este a

diferencia del dispositivo isocinético tradicional utiliza un sistema de poleas y una sujeción muy

simple para el segmento a evaluar, con esto se logra mayor libertad de movimientos lo que

permite efectuar tareas específicas y naturales (Campos-Jara et al., 2017; Campos-Jara et al.,

2014), es decir, nos entrega opciones de movimientos analíticos y también globales (Fig. 8). Esta

mayor libertad de movimiento trae aparejado una menor estabilidad de los segmentos por lo

que podría generar mayor variabilidad en los datos y por consiguiente disminuir la fiabilidad al

aplicar un protocolo específico de evaluación. Sin embargo, al ser un equipo de reciente

creación, no existe la evidencia ni para aseverar ni desmentir este hecho. El FED HHe permite

realizar evaluaciones estáticas y dinámicas, incluyendo la modalidad isocinética (Campos-Jara et

al., 2017). Otra ventaja de este nuevo dispositivo es su costo, teniendo un valor intermedio

entre los HHD y las isocinéticas.

Figura 8. Dinamómetro Electromecánico Funcional HHe 1.0

6.2.5.5. Protocolos de evaluación de la musculatura abductora de cadera:

Los protocolos de evaluación se diseñan para poder estandarizar al máximo las condiciones en

que estos se realizan y disminuir las fuentes de error, con el objetivo de tener mediciones

válidas y confiables.

En el caso de la musculatura abductora de cadera, en el ambiente clínico se evalúa

habitualmente en decúbito lateral (Syde-lyng Position, SlP), probablemente porque la posición

descrita para la evaluación muscular manual es esta, presentando una buena estabilización en

contra de la fuerza de gravedad. Sin embargo, en la literatura encontramos además otras dos

formas, de pie (Standing Position, StP) y de cúbito supino (Supine Position, SupP). De estas tres



45

posiciones solo SlP se encuentra validada (Cahalan y Johnson, 1989; P Click Fenter, J W Bellew,

T A Pitts, 2003; Frese, Brown, y Norton, 1987; Hayes y Falconer, 1992; Hislop HJ, Avers D, Brown

M, 2014; Lawson y Calderon, 1997; Lourencin, Macedo, Scarpellini, y Greve, 2012; Schmitt y

Cuthbert, 2008; Thorborg et al., 2011;Widler et al., 2009).

A pesar de esto, es importante tener alternativas de evaluación en el ambiente clínico, ya que

muchas veces los pacientes no son capaces de adoptar una determinada posición. Las otras dos

posiciones a pesar de ser menos válidas si presentan algunas ventajas por lo que pudieran ser

utilizadas eventualmente. La StP se ha descrito como más fisiológica y funcional, ya que la

mayoría de las actividades funcionales y se realizan en esta posición (Cahalan y Johnson, 1989;

Farrell y Richards, 1986). En SupP, la fuerza de gravedad se mantiene neutral y además es una

posición donde no hay descarga de peso sobre las extremidades inferiores, genera una

estabilidad dada porque todo el cuerpo esta sobre una superficie como una camilla generando

una base de sustentación muchísimo más grande que en las otras 2 posiciones, junto con esto,

permite no estar apoyado sobre un costado del cuerpo que pudiera presentar algún problema

(Hayes y Falconer, 1992).

6.2.5.6. Métodos para expresar los resultados, Normalización en las pruebas de

Fuerza.

Como se mencionó anteriormente cuando medimos en el ámbito clínico la fuerza lo hacemos a

través de una contracción voluntaria máxima. Para el caso de cualquiera de los tipos de

dinamometría (HHD, isocinética, FED) estas nos entregan valores de fuerza y las variables que

podemos obtener a través de ella, como por ejemplo, la fuerza máxima alcanzada o peak de

fuerza (PF), Fuerza media (FM), el trabajo, la potencia, la tasa de desarrollo de la fuerza (RFD) o

cualquier otra variable que nos permita el software que registra los datos desde el transductor.

Por otra parte, la forma de expresar y comunicar los resultados de las pruebas de fuerza es

importante, estos se pueden expresar como un valor absoluto en N o Nm dependiendo si

hablamos de fuerza o torque respectivamente siendo este valor, una especie de fotografía del

sujeto en ese momento. También se puede realizar como valores relativos, ya que variables

como la masa corporal y la masa muscular pueden influir en la fuerza, por lo que se hace

necesario la normalización de los datos para evitar el efecto de estas variables en los resultados

(Bazett-Jones, Cobb, Joshi, Cashin, y Earl, 2011;) (Jaric S, Radosavljevic-Jaric S, 2002). En este

mismo sentido, es importante tener una medida independiente de la masa corporal que

permita poder comparar individuos diferentes e incluso los mismos individuos entre

mediciones separadas en el tiempo.

En la literatura es posible encontrar diferentes formas de normalización de los datos. Las más

comunes son las llamadas ratio standards, que utilizan la masa corporal (BM) o la masa libre de

grasa (FFM). Estas metodologías consisten básicamente en expresar la fuerza como el cuociente

entre la fuerza y la BM (F/BM) o la FFM (F/FFM). Estas técnicas han sido ampliamente usadas

(Jaric, 2002) y parten de la premisa que la fuerza es directamente proporcional a la BM o al

FFM. Debemos considerar también que para poder realizar estos procedimientos requerimos

de otras mediciones. Para el caso de la BM, necesitamos una balanza simplemente, pero para



47

determinar la FFM debemos utilizar otro tipo de procedimientos que pueden llegar a ser

complejos de realizar u onerosos, como la cineantropometría, bioimpedanciometría (BIA),

absorciometría de rayos X de energía dual (DEXA) o las imágenes por resonancia magnética que

permiten dividir la masa corporal en compartimentos como masa magra, masa libre de grasa,

masa grasa o masa muscular idealmente, dependiendo del procedimiento que se utilice.

Otra forma de normalizar los datos es la llamada técnica alométrica. Las técnicas alométricas se

fundamentan en la teoría de la similitud geométrica que establece que todos los cuerpos tienen

la misma forma, solo difieren en el tamaño. Por lo tanto se utilizaría esta variable (tamaño) para

realizar el procedimiento (Jaric, 2002) el que consiste en dividir la fuerza por BM y elevarlo a

una potencia (Jaric, 2002). La formula más común es la propuesta por Jaric donde BM es

elevada a 2/3 o bien 0,67.

Fnorm= Fza/BM0,67

A pesar que estos autores han mostrado los beneficios de aplicar esta técnica, ha sido

subutilizada y como plantean otros autores (Bazett-Jones et al., 2011; Folland, Mc Cauley, y

Williams, 2008; Maranhao Neto et al., 2017) aun no existe un consenso al respecto.

Como se puede inferir de estas propuestas, ellas no hacen distinción entre género ni en el

segmento que se va a evaluar. En este sentido Brazett-Jones et al. realizaron un estudio con la

técnica alométrica para determinar cual era la potencia adecuada a la cual se debía elevar la

BM en la musculatura de cadera específicamente, encontrando que el mejor valor era para

hombres 0,554 y para mujeres 0,335 (Bazett-Jones et al., 2011).

6.3. Validez y fiabilidad en la evaluación

La “validez” se entiende como la capacidad de un dispositivo para medir la variable para lo que

está diseñado medir (Atkinson y Nevill, 1998). Para el caso del tema que atañe a esta tesis un

instrumento válido como un dinamómetro por ejemplo, lo será si al utilizarlo nos entrega el

valor real de fuerza que está haciendo el sujeto. Para esto lo que debemos hacer es comparar el

valor entregado por nuestro dinamómetro con otro que sabemos nos entrega valores reales,

habitualmente el que se denomina “gold estándar” Este tipo de validez se conoce con el

nombre de validez concurrente (Welk., 2002).

Cuando utilizamos un equipo de medición como un FED debemos estar seguros que nos

entregará valores válidos lo que normalmente el fabricante debe asegurar. Ahora bien, cuando

utilizamos estos equipos al evaluar personas nos encontramos con el problema que no solo el

Fuerza muscular normalizada de la cadera en hombres: Fnorm= F/BM0,554

Fuerza muscular normalizada de la cadera en mujeres: Fnorm= F/BM0,335



49

equipo debe ser válido, también lo debe ser el protocolo de evaluación. Al igual que el equipo

este se puede validar contra un protocolo ya validado o bien podemos utilizar otras variables

que hayan sido demostradas y que permitan determinar si los resultados del test serán

fidedignos, a este tipo de validez se le denomina validez de constructo (Welk., 2002). Por

ejemplo, si se quiere saber si es válido un test para medir la fuerza de la musculatura abductora

de cadera y tenemos la evidencia que el test más válido es aquel donde se alcanzan los valores

más altos de esta variable, cuando comparemos varios protocolos diferentes el que obtenga los

valores más altos será el más válido.

Otro elemento importante que debe tener un instrumento de evaluación y un método de

evaluación es la fiabilidad. Esta se refiere a la ausencia de variabilidad que existe entre

repetidas mediciones de una variable. Como lo define Atkinson y Nevill, la fiabilidad es la

consistencia en la medida o la ausencia del componente de error (Atkinson y Nevill, 1998). Otra

definición que nos provee Hopkins es la reproducibilidad de los valores de un test tras múltiples

medidas repetidas de un mismo individuo (Hopkins, 2000). Utilizando el ejemplo del FED, si se

evalúa la fuerza abductora de cadera con un determinado protocolo en un momento dado por

ejemplo un lunes y luego lo volvemos a medir utilizando el mismo procedimiento en un

momento diferente, miércoles por ejemplo, la medición más fiable será aquella que nos

entregue una menor diferencia entre ambas mediciones. A esta fiabilidad se le denomina test-

retest (test-retest reliability), y es la más utilizada cuando se realizan mediciones donde el

evaluador no influye en la evaluación. Otras tipos de fiabilidad son la intraevaluador (intrarater

reliability) donde se prueba la consistencia del test ante un mismo evaluador y la interevaluador

(interrarter reliability) donde se realiza lo mismo, pero entre evaluadores diferentes.

Al evaluar personas existe una variabilidad normal y por lo tanto lo que se debe hacer para

asegurar la fiabilidad es tratar de reducir las fuentes de error al máximo. Los componentes

principales del error de medida son los errores sistemáticos (p ej. aprendizaje o fatiga durante

la realización de un test) o aleatorios (p ej. variaciones biológicas o mecánicas, como el no

controlar la postura durante la realización de un test) (Atkinson y Nevill, 1998).

Por lo tanto, la fiabilidad como medida, representa un control de las fuentes de error de una

investigación.

Esta medida permite una mejor precisión en la medida y por ende, un mejor seguimiento de los

cambios de una variable durante el proceso investigativo.

Se pueden describir dos tipos de fiabilidad, la fiabilidad relativa o la absoluta (Overend,

Anderson, Sawant, Perryman, y Locking-Cusolito, 2010):

Fiabilidad relativa: se refiere a la concordancia con la que los individuos mantienen su posición

en una muestra de medidas repetidas. Se utiliza normalmente para determinarla el Coeficiente

(o Índice) de Correlación Intraclase (ICC).

Fiabilidad absoluta: se refiere a la concordancia en el que las medidas repetidas varían en un

individuo. Según Atkinson y Nevil los estadígrafos utilizados para esto son el coeficiente de

variación (CV), el error estándar de medida (SEM) y los límites de acuerdo (LOA). Según estos

autores no existe uno mejor que otro, si no más bien estos son complementarios por lo que

recomiendan que en este tipo de estudios se describan todos ellos (Atkinson y Nevill, 1998).



51

Otro estadígrafo utilizado en clínica y que entrega información valiosa en este sentido es la

diferencia mínima detectable (SDD) y que permite determinar si el cambio que ocurre en un

sujeto luego de un tratamiento o entrenamiento es atribuible a este o al error de la medición

(Weir, 2005).

6.3.1. Coeficiente de Correlación Intraclase (ICC)

Para un grupo de medidas, la varianza total es obtenida del verdadero valor de la varianza y de

la varianza error. El teórico valor verdadero de un individuo refleja la media de una serie de

números infinitos de dicho individuo. El componente de error es igual a la diferencia entre los

valores verdaderos y los valores observados. En el componente de error de un valor se incluyen

la variabilidad biológica, la instrumentación, el error del sujeto y el error del evaluador, es decir,

el error sistemático y el aleatorio. La fórmula base para el cálculo del ICC es (Weir, 2005):

ICC = variabilidad entre sujetos / (variabilidad entre sujetos + error)

El valor del ICC varía entre 0 y 1, siendo 1 la máxima fiabilidad (no hay diferencias entre

medidas), por supuesto que es imposible en sistemas biológicos conseguir fiabilidades de 1, por

lo que los valores cercanos se consideran buenos. Koo y Li plantean la siguiente interpretación

de los valores de ICC (Koo y Li, 2016):

< 0.5 es pobre

0,5-0,75 moderada

0,75 a 0,9 buena

0,9 excelente

Según Koo y Li existen 10 formas de calcular el ICC (Koo y Li, 2016). En esencia, todas se basan

en el mismo principio, pero en función de si se realizan más de dos series de evaluación o en

función del ANOVA realizado (efectos fijos o aleatorios), se utiliza una u otra fórmula. Según

este mismo autor lo adecuado para el cálculo del ICC es complementarlo con el intervalo de

confianza al 95%.

6.3.2. Coeficiente de Variación (CV)

Existen diferentes métodos de cálculo del CV, pero probablemente la forma más común de

cálculo es dividir la desviación estándar entre la media y multiplicarla por 100. El uso de un

estadístico adimensional como el CV tiene un gran atractivo puesto que se puede comparar la

fiabilidad de diferentes instrumentos. Según Stokes se considera bueno un valor menor al 10%

(Stokes, 1985). Un CV de 10% obtenido en una serie, significa que asumiendo que los datos se

distribuyen normalmente, el 68% de las observaciones se encuentran dentro de 10% de la

media de los datos.



53

6.3.3. Error de Estándar de la Medida o (standar error measurement, SEM)

Como hemos comentado anteriormente, la fórmula general del ICC es un ratio entre la varianza

de los sujetos y la variabilidad total, reflejando la habilidad de un test a diferenciar entre los

diferentes individuos. El ICC proporciona una medida de la fiabilidad parcial o relativa, mientras

que el error estándar de la medida (SEM) proporciona una medida de la fiabilidad absoluta. Las

principales características del SEM es que se presentan en la misma unidad de medida que la

variable en cuestión. Además de medir la precisión de un valor individual de un test. Hopkins se

refiere al SEM como el error típico (Hopkins, 2000). Para el cálculo del SEM es necesario calcular

la desviación estándar (SD) de los datos individuales. Pero generalmente, se suele hacer una

estimación utilizando la siguiente fórmula:

SEM= SD √(1-ICC)

6.3.4. Límites de Acuerdo o “limits of agreement” (LOA)

Para el cálculo de los límites de acuerdo (LOA) es necesario realizar una prueba test – retest. En

primer lugar, se debe de calcular las diferencias entre ambas pruebas, es decir, la resta de cada

puntuación de cada individuo en ambos días de evaluación. Por lo tanto, se obtendría un

gráfico con las diferencias de las puntuaciones de ambos test repetidos en días diferentes

(Bland JM, 1995). Una primera aproximación visual, nos podrá indicar la presencia de errores

sistemáticos o errores aleatorios. Según Atkinson y Neville la distribución de las puntuaciones

sin ningún patrón definido, significará la presencia de errores aleatorios (Atkinson y Nevill,

1998). En cualquier caso, estos errores son debido a las diferencias individuales. En cambio, si la

distribución de la diferencias sigue un patrón definido, por ejemplo, todos los valores positivos,

o todos los valores negativos muy próximos entre sí, indicaría la presencia de errores

sistemáticos. En este caso, el investigador deberá averiguar si el error sistemático proviene del

procedimiento realizado o del dispositivo de evaluación utilizado.

Posteriormente, se deberá calcular el valor promedio y la desviación estándar de las

diferencias. Una vez calculada la desviación estándar es multiplicada por 1,96 obteniendo el

95% del componente de error aleatorio. Para finalizar, se realizará una prueba t-student para

comprobar la presencia de error sistemático. La presencia de heterocedasticidad se podría

examinar formalmente haciendo un gráfico de las diferencias entre las dos series del test

realizado en valor absoluto. Posteriormente, se calcula el coeficiente de correlación de Pearson

entre los valores predichos y las medias actuales. Si existiese hetorocedasticidad, el valor de

correlación de Pearson sería mayor de r = 0.20.

6.3.5. Coeficiente de Correlación de Pearson (r o R2)

Esta técnica estadística ha sido la más utilizada en la evaluación de la validez y fiabilidad de

dispositivos. En el caso de la fiabilidad, se dice que valores por encima de 0,80 parecen ser

adecuados para concluir que existe fiabilidad en la medida de cualquier variable. Además, de la

correlación se deben obtener diferencias significativas. Atkinson y Neville, argumentan que este



55

índice no es válido puesto que: depende en gran medida del total de unidades de observación

con la que se cuente. A mayor tamaño muestral, mayor grado de asociación y este coeficiente

no aporta información sobre los errores sistemáticos (Atkinson y Nevill, 1998). Además

debemos considerar que el coeficiente de correlación de Pearson no es un índice adecuado

para medir la completa concordancia porque r es un estadístico de covarianza estandarizada y

como tal, sólo es sensible a la cantidad de dispersión (Beckstead, Weiss, y Rajaratman, 2011).

Mukaka, propone como interpretación del coeficiente de correlación la siguiente clasificación

(Mukaka, 2012):

Magnitud de correlación Interpretación

0,9 a 1 (-0,9 a -1) Correlación muy alta positiva (negativa)

0,7 a 0,9 (-0,7 a -0,9) Correlación alta positiva (negativa)

0,5 a 0,7 (-0,5 a -0,7) Correlación Moderada positiva (negativa)

0,3 a 0,5 (-0,3 a -0,5) Correlación baja positiva (negativa)

0,00 a 0,3 (0,00 a -0,3) Correlación despreciable positiva (negativa)

6.3.6 Diferencia Mínima Detectable (Smallest difference detectable, SDD)

La SDD ayuda a los clínicos a determinar el valor por el cuál después de una segunda medición

(test-retest) puede ser considerado como una diferencia real el 95% de las veces y no una

diferencia atribuible al error de medición. Esta información es muy importante ya que cuando

se instaura un programa de tratamiento o entrenamiento de la fuerza, por ejemplo, uno espera

conseguir aumentos en la fuerza producto de esta intervención. Sin embargo aunque el sujeto

aumente su fuerza no tenemos certeza que ese aumento es real y no producto de los errores

sistemáticos o aleatorios propios de cualquier evaluación. Para tener la certeza que ha existido

una mejora real, el valor obtenido en la evaluación de la fuerza debe ser mayor al SDD, lo que

indica que aunque hayan existido errores en la medición, la mejora es real y no está dentro de

los valores de error del instrumento o del protocolo de evaluación. La formula de calculo del

SDD según Weir es (Weir, 2005):

SDD = SEM * √2 * 1,96

Esta formula está expresada con 95% de confiabilidad, es decir que la diferencia encontrada es

real el 95% de las veces. Como se puede observar en la formula esta depende del nivel de

exigencia que queramos colocar (1,96 para el 95%) y también depende del SEM, por lo que en

la medida que tengamos una medición con un SEM mayor el SDD también lo será.



57

7. Aproximación al Problema de Investigación



59

Como se ha podido evidenciar a través del marco conceptual, la musculatura de la cadera es

relevante para la funcionalidad de un individuo. Los déficits de fuerza repercuten en la

estabilidad de la pelvis, lo que trae como consecuencia el aumento del riesgo de numerosas

lesiones tanto del miembro inferior como en la columna vertebral.

Por estas razones se hace necesario medir la fuerza de esta musculatura de una manera valida y

confiable aprovechando las ventajas que pueden entregar nuevas tecnologías como el

dinamómetro electromecánico funcional, HHe.

Como todo equipo nuevo, debe ser probado para que los datos obtenidos de él, tengan una

real utilidad tanto en el ámbito de la rehabilitación como del rendimiento deportivo y la salud

en general. Junto con esto, estos datos deben poder ser comparables con otras mediciones del

mismo sujeto separadas en el tiempo y con otros sujetos también, para que se pueda entender

si han cambiado sus condiciones en el tiempo o si se encuentra en rangos de normalidad.

Estas razones nos han estimulado a buscar respuestas a estas preguntas, planteando una

investigación que nos permita corroborar si el dispositivo HHe es válido y confiable en la

medición de la musculatura abductora de cadera y junto con esto, determinar cuál es el

método más adecuado para presentar los resultados de las pruebas realizadas.



61

8. Objetivos e Hipótesis



63

Este estudio se llevó a cabo en base a tres partes. El objetivo general pretende dar respuesta a

la inquietud global del problema de investigación por lo que es uno para las tres partes. Los

objetivos específicos pretenden hacer lo propio, para cada una de las partes de la investigación

y serán numerados siguiendo el orden de cada una de ellas, es decir, el objetivo específico 1

corresponde al objetivo de la parte 1 y así sucesivamente. Para el caso de las hipótesis se

utilizará el mismo procedimiento.

8.1. Objetivo General:

Determinar la validez y fiabilidad de diferentes protocolos de evaluación de la fuerza muscular

abductora de cadera con un nuevo dispositivo electromecánico funcional.

8.2. Objetivos específicos

Objetivo 1: Determinar la validez de constructo de tres protocolos de evaluación de la fuerza

muscular isométrica en los músculos abductores de cadera con el dispositivo Haefni Health 1.0.

y su relación con parámetros antropométricos.

Objetivo 2: Verificar la fiabilidad de tres protocolos de evaluación de la fuerza muscular

isométrica en los músculos abductores de cadera con un dispositivo electromecánico funcional.

Objetivo 3: Valorar la fiabilidad de tres métodos de normalización de los datos en tres

protocolos de evaluación de la fuerza abductora de cadera.

8.3. Hipótesis

H1: El protocolo en la posición de cúbito lateral es válido para medir la fuerza abductora de

cadera en el dispositivo electromecánico funcional HHe 1.0

H2: Los tres protocolos de evaluación de la fuerza muscular abductora de cadera son fiables al

usar el dispositivo electromecánico funcional HHe 1.0

H3: El método más fiable de normalización de los datos es el alométrico propuesto por Brazett-

Jones et al.



65

9. Método y Resultados



67

A continuación se presentan las tres partes del estudio. La parte 1, “Validez de 3 protocolos de

evaluación de la musculatura abductora de cadera con un nuevo dispositivo electromecánico

funcional”. Se evaluaron 32 sujetos durante el periodo 2015-2016 con el objetivo de

determinar la validez de constructo de los protocolos aplicados.

La parte 2, “Fiabilidad de 3 protocolos de evaluación de la musculatura abductora de cadera

con el dispositivo electromecánico funcional HHe”, se utilizó una muestra de 29 sujetos

diferentes durante el periodo 2016-2017 y para determinar la fiabilidad se realizó un test-

retest. Paralelo a esto, se estudió nuevamente la validez de constructo de los protocolos con

esta muestra.

Y la parte 3, “Fiabilidad de los métodos de normalización de la fuerza isométrica con el uso de

un dinamómetro electromecánico funcional” donde se buscó determinar el mejor método de

normalización de los datos cuando se aplicaban dichos protocolos. Este procedimiento se

realizó con el mismo grupo de sujetos del estudio 2.

Para describir estas tres partes se presentan material, método y resultados de manera

separada. La discusión se realiza de manera conjunta al igual que las conclusiones que

pretenden dar respuesta a cada uno de los objetivos propuestos para cada parte de este

estudio.



69

10. Parte 1

Validez de 3 protocolos de evaluación de la musculatura abductora de

cadera con un nuevo dispositivo electromecánico funcional.



71

10.1. Material y Métodos:

Estudio descriptivo con muestreo no probabilístico a través de grupo de voluntarios. Para

investigar la validez de tres protocolos de valoración de la fuerza isométrica de la musculatura

abductora de cadera, se realizó un estudio que consistió en realizar 2 sesiones idénticas de

evaluación separadas al menos por 48 hrs. en un periodo de 10 días a cada uno de los sujetos.

El mismo investigador realizó todas las mediciones en las mismas condiciones y entregando

idénticas instrucciones.

10.1.1 Participantes

Se invitó a participar de este estudio a estudiantes de la carrera de Kinesiología de la Pontificia

Universidad Católica de Chile por medio de correos electrónicos masivos a todos los

estudiantes de la carrera. Un total de 32 sujetos, 12 hombres y 20 mujeres, participaron de

manera voluntaria en este estudio, no abandonando ninguno de ellos. La edad de los sujetos

fue 20,7 ± 2,0 años, peso 59,0 ± 8,8 kg, talla 163,2 ± 6,7 cm, IMC 21,9 ± 2,1. Todos ellos debían

ser personas sanas, que no presentaran patologías cardiovasculares, pulmonares y metabólicas,

además de no haber tenido dolor musculoesquelético en los últimos 3 meses y tener entre 18 y

25 años. La aprobación ética fue realizada por el comité ético científico de la Facultad de

Medicina de la Pontificia Universidad Católica de Chile (CEC-MedUC 16-399). Todos los

protocolos estuvieron de acuerdo con la declaración de Helsinki 2013.

Tabla 1. Características antropométricas de la muestra de acuerdo al sexo.

Variable Total=32 Masculino n=12 Femenino n=20 Valor de p

Edad (años) 20.7 ± 2.0 20.0 ± 1.4 21.1 ± 2.1 0.11 Peso (kgs) 59.0 ± 8.8 65.7 ± 8.6 55.0 ±6.1 <0.001 Talla (mts) 163.2 ± 6.7 167.5 ± 7.7 160.8 ±4.5 0.004 IMC (kg/m2) 21.9 ± 2.1 23.1 ± 2.0 21.2±1.87 0.01 Masa magra (kg) 47.2 (37.8-65.3) 59.8 (40.2-70.3) 42.6 (36.3-48.8) <0.001 Masa Grasa (%) 10,5 (4,7 23,1) 7,1 (4,5 – 11,9) 12,2 (8,4 – 24,4) <0.001

Los datos mostrados representan media ± Desviación estándar, p prueba de t de student, medianas (percentiles 5 -95), p prueba de Mann-Whitney. P<0.05 considerada estadísticamente significativo.

10.1.2. Procedimiento

Antes de realizar la evaluación se les explicó verbalmente a los sujetos el procedimiento,

firmaron un consentimiento informado, completaron una ficha con sus datos personales y

contestaron el cuestionario Physical Activity Readiness Questionnaire PAR-Q (Shephard, 1988).

Luego se realizaron las mediciones antropométricas que incluían, peso, talla, y composición

corporal con impedancia bioelectrica (Bodystat, Quadscan 4000) según lo descrito por Lukaski

et al. (Lukaski, Bolonchuk, Hall, Siders, y Widation, 1986) obteniendo valores de masa grasa y

masa libre de grasa (FFM) (kg).

Luego de esto realizaron un calentamiento en bicicleta ergométrica (FitPro CU 800) de 10

minutos a una intensidad del 50% de su frecuencia cardíaca máxima. Las instrucciones

entregadas a los participantes para realizar la medición de fuerza fueron que al realizar la

abducción de la extremidad, hicieran la máxima contracción posible y de la manera más rápida



73

que pudieran para conseguir los mayores PF (Bemben, Clasey, y Massey, 1990). Antes de

registrar los datos los sujetos ejecutaron 3 repeticiones de familiarización en cada una de las

posiciones, SlP, StP y SupP. El protocolo de evaluación consistió en 3 contracciones isométricas

máximas de 6 segundos cada una, con una pausa de 30 segundos entre ellas con su extremidad

no hábil. El tiempo de descanso entre cada posición fue de 10 minutos y el orden en el que

fueron realizadas fue aleatorizado.

Para la medición de la fuerza se utilizó el dinamómetro electromecánico Haefni Health 1.0

(HHe) (iVolutions R&D, Granada, España), que se encuentra validado para tales efectos

(Campos-Jara et al., 2014; Campos-Jara et al., 2017).

Los tres protocolos de evaluación se diferenciaron en la posición en la que se realizaba la

prueba. Para SlP el sujeto se colocó en una camilla en posición de cúbito lateral sobre el lado

contralateral (Fig 9). Se le pidió que la rodilla contralateral estuviera flexionada en 90° para

mejorar la estabilidad y se colocó entre ambas piernas una cuña de espuma para mantener la

alineación de la extremidad a evaluar en 0° de abducción (posición neutra). Se colocó una

correa de fijación ubicada a la altura de las crestas ilíacas que unía firmemente la camilla a la

pelvis del sujeto. La resistencia fue ubicada en el extremo distal de la extremidad a evaluar, 1

cm. sobre el maléolo lateral. En la StP el sujeto se encontraba de pie frente a la camilla a la cual

se le colocó una cuña de espuma para que pudiera apoyar las manos que se encontraban a

nivel de las crestas ilíacas y se les explicó que no debía ejercer presión o hacer fuerza contra ella

(Fig 10). Los pies se posicionaron separados a la misma distancia que el ancho de sus hombros.

La resistencia fue colocada 1 cm sobre el maléolo lateral. Para la SupP el sujeto se encontraba

en posición de cúbito supino, es decir, tendido sobre su espalda y se le colocó un cinturón de

sujeción a la altura de sus crestas iliacas que permitía su fijación a la camilla (Fig 11). Las

extremidades inferiores se encontraban a 0º de abducción y las extremidades superiores se

encontraban cruzadas sobre el tórax para evitar las compensaciones. La resistencia se colocó en

el extremo distal de la pierna a 1 cm sobre el maléolo lateral.

En la ejecución de todos los ejercicios, se estimuló al sujeto para que realizara el máximo

esfuerzo utilizando las siguientes palabras: “vamos, vamos, dale, dale”.

Los resultados de las pruebas se almacenaron de manera automática en el dispositivo HHe y no

fueron conocidos ni por el evaluador ni por los sujetos. Una vez finalizadas todas las mediciones

se extrajeron los datos del software del dispositivo HHe en formato Excel ® para ser procesados,

obteniéndose el Peak de Fuerza (PF) en Newton para cada uno de los sujetos.



75

Figura 9: Medición de la Fuerza Isométrica Máxima a través del Dinamómetro

Electromecánico Funcional HHe en posición de cúbito lateral (SlP).

Fig 10: Medición de la Fuerza Isométrica Máxima a través del Dinamómetro

Electromecánico Funcional HHe en posición de pie (StP).

Fig 11: Medición de la Fuerza Isométrica Máxima a través del Dinamómetro

Electromecánico Funcional HHe en posición de cúbito supino (SupP).



77

10.1.3. Análisis Estadístico

Los datos fueron evaluados para ver su normalidad usando la prueba de Shapiro-Wilk. Se utilizó

estadística descriptiva (media y desviación estándar) para describir los datos demográficos y

antropométricos de los sujetos y el PF.

Para determinar el nivel de asociación lineal se utilizó el coeficiente de correlación de Pearson

entre las distintas posiciones considerando un nivel de significancia de p ≤ 0,05. La

interpretación del coeficiente de correlación se realizó por la clasificación descrita por Mukaka

(Mukaka, 2012).

Las pruebas estadísticas se realizaron con el software Stata 9,0 y los gráficos por medio del

software Graphpad.

10.2. Resultados

Se valoró la fuerza y sus variables asociadas en posición de cúbito supino, de cúbito lateral y de

pie. En la tabla 2 se muestran los valores de fuerza y variables asociadas para el total de la

muestra, observando que la posición decúbito lateral presenta los valores más altos de fuerza,

así como un menor tiempo para alcanzar el pico máximo de fuerza. Los valores de p

representan diferencias significativas entre las posiciones analizadas para cada variable.

Tabla 2. Parámetros de fuerza medidos en los sujetos de acuerdo a las posiciones evaluadas.

Variable De cúbito lateral n=32

De cúbito supino n=32

De pie n=32

Valor de p

PF 198.8 (118-283.3) 144 (108.6-194.3) 168.8 (133.3-276.6) <0.001 TPF 1157.6 (214-4015.6) 2526.1 (1277.3-5143) 1991.6 (453.3-4056) <0.001 %TpcTPF 19.5 (3.5-67.5) 44.0 (21.4-86.5) 33.3 (7.6-68.7) <0.001 IMP 15.7 (12.5-20.6) 16.8 (14.1-22.3) 21.3 (14.5-30.6) <0.001 %tpcPerd 61.0 (19.9-97.2) 43.2 (11.3-63.6) 52.8 (24.1-77.2) <0.001 %tpcFPos 46.0 (38.5-51.7) 50.2 (45.3-57.6) 49.4 (45.2-57.4) <0.001 Fpos 302.3 (211.6-407) 257.1 (214.6-330.3) 312.6 (244.6-457.6) <0.001 PFrel 3.4 (2.2-4.5) 2.46 (1.68-3.12) 3.1 (2.3-4.3) <0.001 IMP rel 0.27 (0.20-0.36) 0.29 (0.22-0.41) 0.36 (0.27-0.55) <0.001

Los datos mostrados representan medianas (percentiles 5-95). Pico de Fuerza (PF); Tiempo para alcanzar el pico de fuerza (TPF); Porcentaje del tiempo para alcanzar el pico de fuerza (%tpcTPF); Impulso o trabajo en la repetición (IMP); Porcentaje de pérdida de fuerza en la repetición (%tpcPerd); Porcentaje de fuerza positiva (%tpcFPos); Fuerza positiva (Fpos); Pico de Fuerza relativa (PF/peso en Kg.); Impulso o trabajo relativo (IMP/peso).

Como observamos en la tabla 3 el PF y PF relativo (PF/peso) separado por sexo se mantiene la

misma tendencia del grupo total, es decir los mayores valores se obtienen en la posición de

cúbito lateral, seguida de la posición de pie y por último en posición supina. Los valores p, nos

muestran que estas diferencias fueron significativas solo para el PF.



79

Tabla 3. Parámetros de fuerza medidos de acuerdo al género y tipo de posición.

Variable Total=32 Masculino n=12 Femenino n=20 Valor de p

De cúbito lateral

PF 198.8 (118-283.3) 239.8 (170.3-288.3) 180.8 (105.8-251.1) 0.001 PFrelativo 3.4 (2.2-4.5) 3.5 (2.6-4.5) 3.3 (2.0-4.6) 0.09

De cúbito supino

PF 144 (108.6-194.3) 161.8 (114.6-205.3) 129.8 (96.8-162.5) 0.001 PFrelativo 2.46 (1.68-3.12) 2.4 (1.7-2.8) 2.4 (1.6-3.1) 0.69

De pie PF 168.8 (133.3-276.6) 229.1 (133.3-276.6) 152.8 (133.1-452.3) 0.003 PFrelativo 3.1 (2.3-4.3) 3.2 (2.4-4.3) 2.9 (2.2-8.3) 0.07

Los datos mostrados representan medianas (percentiles 5-95). Pico de Fuerza (PF); Pico de Fuerza relativa (PFrelativo)(PF/Peso corporal en Kg).

Fig 12 Peak de Fuerza en las tres posiciones, valores representan las medias y desviación

estándar, en las posiciones SlP (De cúbito lateral); StP (De pie) y SupP (de cúbito supino) para el

total de los sujetos. Las diferencias de PF en las distintas posiciones fueron significativas entre

si: * P < 0.05.

0

50

100

150

200

250

300

SlP StP SupP

Peak de Fuerza (N) para las 3 posiciones

* *

*

Fig 13 Peak de Fuerza en las tres posiciones, para el total y separados por sexo, valores

representan las medias y desviación estándar, en las posiciones SlP (De cúbito lateral); StP (De

pie) y SupP (de cúbito supino). Las diferencias de PF en los hombres fueron significativas entre

todas las posiciones: * P < 0.05; Las diferencias de PF en las mujeres fueron significativas entre

todas las posiciones: ** P < 0.05.

En la tabla 4, se muestra la relación lineal entre el PF y PFrel en posición de cúbito lateral vs las

evaluadas en posición supina; las variables evaluadas en de cúbito lateral vs de pie, y las

evaluadas en posición supino vs de pie. Se observa una mayor relación entre el PF en posición

de cúbito lateral y la posición de cúbito supino.

0

50

100

150

200

250

300Peak de Fuerza (N) por sexo en

diferentes posiciones

Total

Hombres

Mujeres

*

** **

**

*

*

StP SupP

*

** **

**

*

*

StP SupP

*

**

**

*

*

StP SupP SlP



81

Tabla 4. Relación lineal entre las variables de fuerza evaluadas en diferentes posiciones

Variable De cúbito lateral vs supino

r*(valor de p)

De cúbito lateral vs de pie

r*(valor de p)

De cúbito supino vs de pie

r*(valor de p)

PF 0.66 (<0.001) 0.62 (<0.001) 0.62 (<0.001) PFrel 0.41 (0.01) 0.54 (0.001) 0.49 (0.003)

Los datos mostrados representan coeficiente de correlación de spearman ; r* y (valor de p),

P<0.05 considerado estadísticamente significativo.

En la tabla 5 se muestra la relación entre las variables de fuerza y su relación respecto a

variables antropométricas, determinadas mediante las 3 posiciones. Peso y talla se relacionaron

positivamente con el PF en las tres posiciones, siendo mayor en la evaluada en posición de

cúbito lateral. El porcentaje de grasa muestra un efecto negativo sobre la fuerza,

principalmente en la evaluada en posición supina, más no así en la evaluada en posición de

cúbito lateral.

Tabla 5: Relación de los parámetros de fuerza medidos en tres posiciones diferentes y variables antropométricas

Variables PF supino PF lateral PF De pie

Peso (kgs) 0.43 (0.01) 0.53 (0.019) 0.53 (0.001) Talla (mts) 0.45 (0.008) 0.56 (0.009) 0.47 (0.006) IMC (kg/m2) 0.22 (0.21) 0.22 (0.21) 0.32 (0.06) Masa magra 0.61 (<0.001) 0.60 (0.003) 0.63 (0.001) Masa grasa (%) -0.61 (<0.001) -0.41 (0.02) -0.44 (0.01)

Los datos mostrados representan coeficiente de correlación de spearman ; r* y (valor de p), P<0.05 considerada estadísticamente significativo



83

11. Parte 2

Validez y fiabilidad de 3 protocolos de evaluación de la musculatura

abductora de cadera con el dispositivo electromecánico funcional HHe



85


Estudio descriptivo con muestreo no probabilístico a través de grupo de voluntarios. Para

investigar la validez y fiabilidad (test-retest) de tres protocolos de evaluación de la fuerza

muscular isométrica en la musculatura abductora de cadera, se realizaron 2 sesiones idénticas

de evaluación separadas al menos por 48 hrs. en un periodo de 10 días a cada uno de los

sujetos. El mismo investigador realizó todas las mediciones en las mismas condiciones y

entregando idénticas instrucciones.

11.1.1 Participantes

Se invitó a participar de este estudio a estudiantes de Kinesiología de la Pontificia Universidad

Católica de Chile por medio de correos electrónicos masivos a todos los estudiantes de la

carrera en el periodo 2016-2017. Un total de 29 sujetos, 14 hombres y 15 mujeres, participaron

de este estudion no abandonando ninguno de ellos. La edad de los sujetos fue 20,7 ± 1,8 años,

peso 66,7 ± 13,9 kg, talla 169,4 ± 8,4 cm, IMC 23,1 ± 3,37, Masa magra 51,9 ± 10,7 kg. y Masa

grasa 15,1 ± 6,8 kg. Todos ellos debían ser personas sanas, que no presentaran patologías

cardiovasculares, pulmonares o metabólicas, además de no haber tenido dolor

musculoesquelético en los últimos 3 meses y tener entre 18 y 25 años. La aprobación ética fue

realizada por el comité ético científico de la Facultad de Medicina de la Pontificia Universidad

Católica de Chile (CEC-MedUC 16-399). Todos los protocolos estuvieron de acuerdo con la

declaración de Helsinki 2013.

11.1.2. Procedimiento

Antes de realizar la evaluación se les explicó verbalmente a los sujetos el procedimiento,

firmaron un consentimiento informado, completaron una ficha con sus datos personales y

contestaron el cuestionario Physical Activity Readiness Questionnaire PAR-Q (Shephard, 1988).

Luego se realizaron las mediciones antropométricas que incluían, peso, talla, y composición

corporal con impedancia bioelectrica (Bodystat, Quadscan 4000) según lo descrito por Lukaski

(Lukaski et al., 1986), obteniendo masa grasa y masa libre de grasa (FFM) en Kg.

Luego de esto, realizaron un calentamiento en bicicleta ergométrica (FitPro CU 800) de 10

minutos a una intensidad del 50% de su frecuencia cardíaca máxima. Las instrucciones

entregadas a los participantes fueron que al realizar la abducción de la extremidad, hicieran la

máxima contracción posible y de la manera más rápida que pudieran, con el fin de obtener el

PF más alto posible (Bemben et al., 1990). Antes de registrar los datos los sujetos ejecutaron 3

repeticiones de familiarización en cada una de las posiciones, SlP, StP y SupP. El protocolo de

evaluación consistió en 3 contracciones isométricas máximas de 6 segundos cada una, con una

pausa de 30 segundos entre ellas con su extremidad no hábil. El tiempo de descanso entre cada

posición fue de 10 minutos y el orden en el que fueron realizadas fue aleatorizado.

Para la medición de la fuerza se utilizó el dinamómetro electromecánico Haefni Health 1.0

(HHe) (iVolutions R&D, Granada, España), que se encuentra validado para tales efectos

(Campos-Jara et al., 2017; Campos-Jara et al., 2014).



87

Los tres protocolos de evaluación se diferenciaron en la posición en la que se realizaba la

prueba. Para SlP el sujeto se colocó en una camilla en posición de cúbito lateral sobre el lado

contralateral. Se le pidió que la rodilla contralateral estuviera flexionada en 90° para mejorar la

estabilidad y se colocó entre ambas piernas una cuña de espuma para mantener la alineación

de la extremidad a evaluar en 0° de abducción (posición neutra). Se colocó una correa de

fijación ubicada a la altura de las crestas ilíacas que unía firmemente la camilla a la pelvis del

sujeto. La resistencia fue ubicada en el extremo distal de la extremidad a evaluar, 1 cm sobre el

maléolo lateral (Fig 9). En la StP el sujeto se encontraba de pie frente a la camilla a la cual se le

colocó una cuña de espuma para que pudiera apoyar las manos que se encontraban a nivel de

las crestas ilíacas y se les explicó que no debía hacer presión o fuerza contra ella. Los pies se

posicionaron separados a la misma distancia que el ancho de sus hombros. La resistencia fue

colocada 1 cm sobre el maléolo lateral (Fig 10). Para la SupP el sujeto se encontraba en posición

de cúbito supino, es decir, tendido sobre su espalda y se le colocó un cinturón de sujeción a la

altura de sus crestas iliacas que permitía su fijación a la camilla. Las extremidades inferiores se

encontraban a 0º de abducción y las extremidades superiores se encontraban cruzadas sobre el

tórax para evitar compensaciones de cualquier tipo. La resistencia se colocó en el extremo

distal de la pierna a 1 cm sobre el maléolo lateral (Fig 11).

En la ejecución de todos los ejercicios se estimuló al sujeto para que realizara el máximo

esfuerzo utilizando las siguientes palabras: “vamos, vamos, dale, dale”.

Los resultados de las pruebas se almacenaron de manera automática en el dispositivo HHe y no

fueron conocidos ni por el evaluador ni por los sujetos. Una vez finalizadas todas las mediciones

se extrajeron los datos del software del dispositivo HHe en formato Excel ® para ser procesados,

obteniéndose el Peak de Fuerza (PF) en Newton para cada uno de los sujetos.


Los datos fueron evaluados para ver su normalidad usando la prueba de Shapiro-Wilk. Se

realizó el test t para muestras independientes para determinar las diferencias test-retest. Se

utilizó estadística descriptiva (media y desviación estándar) para describir los datos

demográficos y antropométricos de los sujetos y el PF.

Para determinar el nivel de asociación lineal se utilizó el coeficiente de correlación de Pearson

entre las distintas posiciones considerando un nivel de significancia de p ≤ 0,05. La

interpretación del coeficiente de correlación se realizó por la clasificación descrita por Mukaka

(Mukaka, 2012), donde 0,9 a 1,0 es muy alta correlación; 0,7 a 0,9 alta; 0,5 a 0,7 moderada; 0,3

a 0,5 baja y 0,00 a 0,3 es una correlación insignificante.

Para determinar la fiabilidad relativa test-retest de la musculatura abductora de cadera se

utilizó el análisis de varianza a una vía para el cálculo del coeficiente de correlación intraclase

(ICC) con un intervalo de confianza del 95% (Shrout y Fleiss, 1979). Para la valoración del ICC se

consideró la clasificación de Koo et al., donde un ICC<0.5 es pobre; 0,5-0,75 es moderada; 0,75

a 0,9 es buena y > 0,9 es excelente (Koo y Li, 2016). La fiabilidad absoluta se determinó



89

mediante el coeficiente de variación (CV) (Atkinson y Nevill, 1998), considerándose bueno <

10% (Stokes, 1985) y el error estándar de medida (SEM), descritos por Eliasziw et al. (Eliasziw,

Young, Woodbury y Fryday-Field, 1994). Se utilizó para representar gráficamente los valores de

la diferencia entre el test y retest vs el promedio con el método descrito por Bland y Altman

(Bland JM, 1995) con un 95% de límite de acuerdo y la diferencia detectable más pequeña

(SDD) se calculó con un 95% de confianza según lo descrito por Weir JP (Weir, 2005).

Todas las pruebas estadísticas se realizaron con el software Stata 9,0 y los gráficos por medio

del software Graphpad.

11.2 Resultados

Los datos muestran que la suposición de normalidad se cumplió para todas las variables

incluidas en el estudio. No hubo diferencias entre el test y el retest en todas las posiciones y en

todas las demás mediciones.

Los mayores valores de fuerza isométrica máxima, obtenidos con el FES tanto en el test y retest

se obtienen en SlP como se puede observar en la Tabla 6.

Tabla 6. Valores de Peak de Fuerza test y retest en diferentes posiciones.

Position Measure PF

SlP Test 228,1±57,2

Retest 224,4±58,3

StP Test 164,9±46,9

Retest 158,3±38,6

SupP Test 162,8±41,9

retest 164,2±44,8

PF: Peak Fuerza (N); SlP: posición de cúbito lateral; StP: Posición de Pie; SupP: Posición de

cúbito supino. Los datos mostrados representan media ± desviación estándar.

Como se aprecia en la Tabla 7, se encontraron altas correlaciones entre test y retest para todas

las posiciones (r= 0,78 a 0,92) y con altos valores de significancia (p < 0,001).

Tabla 7. Correlación test retest para el Peak de Fuerza en las diferentes posiciones.

Force Measurement SlP Test vs retest

r*(p)

StP test vs retest

r* (p)

SupP test vs retest

r*(p) PF 0.78 ( <0.001) 0.91 ( <0.001) 0.92 ( <0.001)

Table 7. PF: Peak Fuerza (N); SlP: Posición de cúbito lateral; StP: Posición de pie; SupP: Posición

de cúbito supino. r*: coeficiente de correlación de Pearson; valor p < 0,05 considerado

estadísticamente significativo.

Al relacionar las distintas posiciones entre sí (SlP vs StP; SlP vs SupP; StP vs SupP) vemos que

existe una relación lineal alta (Table 3) (r: 0,88 a 0,95; p ≤ 0,001). También podemos observar

que las correlaciones más altas se obtienen entre la StP y SupP (r: 0,95 a 0,98 p: < 0,001).



91

Tabla 8: Correlación y nivel de significancia entre las diferentes posiciones de evaluación y los valores de fuerza obtenidos.

Fuerza r* SlP vs StP p r*SlP vs SupP p r* StP vs SupP p

PF 0,88 ≤ 0,001 0,88 ≤ 0,001 0,95 ≤ 0,001

Table 8. PF: Peak Fuerza (N); SlP: Posición de cúbito lateral; StP: Posición de pie; SupP: Posición

de cúbito supino. r*: coeficiente de correlación de Pearson; valor p < 0,05 considerado


Los valores de fiabilidad los encontramos en la Tabla 9 para las distintas posiciones. La fiabilidad

se midió a través del ICC con un intervalo de confianza del 95%. Los valores más bajos los

encontramos en SlP (ICC 0,78) mientras que los mayores se obtuvieron en SupP (ICC: 0,92). Los

CV más bajos los encontramos para la posición SupP que fue de 5,64% y el más alto fue en SlP

con 9,8%. Los valores de SEM fueron más altos en SlP mientras que los menores valores se

obtuvieron en SupP. Las figuras 1, 2 y 3 muestran la representación gráfica de las diferencias de

PF (N) en las posiciones SlP, StP y SupP respectivamente.

Tabla 9: Medidas de confiabilidad de los PF en las 3 posiciones evaluadas.

Position SlP StP SupP

Variable ICC 95% CI CV% SEM SDD ICC 95% CI CV% SEM SDD ICC 95% CI CV% SEM SDD

PF 0,78 0,64 0,92 9,8 23,96 66,41 0,88 0,8 0,96 6,6 14,02 38,86 0,92 0,86 0,97 5,64 11,73 32,51

Tabla 9. PF: Peak Fuerza (N); SlP: Posición de cúbito lateral; StP: Posición de pie; SupP: Posición

de cúbito supino; ICC: Coeficiente Correlación Intraclase; CI: Intervalo de confianza al 95%; CV:

coeficiente de variación; SEM: Error estándar de la medida; SDD diferencia mínima detectable.

En las figuras 14, 15 y 16 se observa la representación gráfica de las diferencias entre el test y

retest y el promedio en los PF con el método descrito por Bland y Altman (Bland JM, 1995) con

un 95% de límite de acuerdo.

Gráfico Bland Altman de las diferencias Test-Retest en Peak de Fuerza en posición de cúbito lateral.

Fig 14. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral.



93

Gráfico Bland Altman de las diferencias Test-Retest en Peak de Fuerza

en posición de pie

Fig 15. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral

Gráfico Bland Altman de las diferencias Test-Retest en Peak de Fuerza en posición de cúbito supino

Fig 16. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral



95

12. Parte 3

Fiabilidad de los métodos de normalización de la fuerza isométrica con

el uso de un dinamómetro electromecánico funcional



97


Para esta parte del estudio los resultados de peak de fuerza recopilados partir de la segunda

parte del estudio, es decir el estudio de validez y fiabilidad se contrastaron con distintos

métodos de normalización. Por lo tanto, la descripción del estudio y los participantes fueron

descritos anteriormente.

12.1.1. Procedimiento:

Una vez finalizadas todas las mediciones se extrajeron los datos del software del dispositivo

HHe en formato Excel® para ser procesados, obteniéndose el Peak de Fuerza (PF) en Newton

para cada uno de los sujetos. Estos datos se expresaron de 4 formas diferentes, como valor

absoluto en Newton (N); por el método descrito por Brazet-Jones et al. donde el PF se divide

por la masa corporal elevada a una potencia específicamente diferenciada para hombres y

mujeres siendo 0,792 y 0,482 respectivamente (Bazett-Jones et al., 2011); además se

normalizaron por el ratio entre el PF y la masa corporal (PF/BM) y por masa libre de grasa

(PF/FFM).


Los datos fueron evaluados para ver su normalidad usando la prueba de Shapiro-Wilk. Se

realizó el test t para muestras independientes para determinar las diferencias test-retest. Se

utilizó estadística descriptiva (media y desviación estándar) para describir los datos

demográficos y antropométricos de los sujetos y el PF.

Para determinar la fiabilidad relativa test-retest de la musculatura abductora de cadera se

utilizó el análisis de varianza a una vía para el cálculo del coeficiente de correlación intraclase

(ICC) con un intervalo de confianza del 95% (Shrout y Fleiss, 1979). Se consideró la clasificación

de Koo et al. (Koo y Li, 2016), donde un ICC<0.5 es pobre; 0,5-0,75 es moderada; 0,75 a 0,9 es

buena y > 0,9 es excelente. La fiabilidad absoluta se determinó mediante el coeficiente de

variación (CV) (Atkinson y Nevill, 1998), considerándose bueno < 10% (Stokes, 1985) y el error

estándar de medida (SEM), descritos por Eliasziw et al. (Eliasziw et al., 1994). Se utilizó para

representar gráficamente los valores de la diferencia entre el test y retest vs el promedio con el

método descrito por Bland y Altman (Bland JM, 1995) con un 95% de límite de acuerdo y la

diferencia mínima detectable (SDD) se calculó con un 95% de confianza según lo descrito por

Weir JP (Weir, 2005).

Se realizaron las pruebas estadísticas con el software Stata 9,0 y los gráficos por medio del

software Graphpad.



99

12.2. Resultados

Los datos muestran que la suposición de normalidad se cumplió para todas las variables

incluidas en el estudio. No hubo diferencias entre el test y el retest en todas las posiciones y en

todas las demás mediciones como se muestra en tabla 10.

Tabla 10. Nivel de significancia prueba t para muestra independientes (valor p) para las

diferentes formas de normalización y posiciones de evaluación.

Método de Normalización

SlP StP SupP

PF/BJ 0,7614 0,6933 0,9423 PF/BM 0,5924 0,4039 1,0000 PF/FFM 1,0000 0,4934 1,0000

SlP: Posición de cúbito lateral; StP: Posición de pie; SupP: posición de cúbito supino. PF/BJ: PF normalizado por método de Brazet-Jones et al.; PF/BM: PF normalizado por la masa corporal; PF/FFM: PF normalizado por la masa libre de grasa.

Los mayores valores de fuerza isométrica máxima, obtenidos con el FES tanto en el test y retest

se obtienen en SlP como se puede observar en la Table 11, independiente del método que se

usó para mostrar los datos.

Tabla 11. Valores de Peak de Fuerza Normalizados por diferentes métodos entre el test y retest

en diferentes posiciones.

Postura Medida PF PF/BJ PF/BM PF/FFM

SlP Test 228,1±57,2 37,7±15,8 3,5±0,8 2,7±0,7

Retest 224,4±58,3 36,5±14,1 3,4±0,6 2,7±0,7

StP Test 164,9±46,9 26,7±9,9 2,5±0,5 2,0±0,6

Retest 158,3±38,6 25,7±9,3 2,4±0,4 1,9±0,5

SupP Test 162,8±41,9 26,9±11,1 2,5±0,5 2,0±0,5

retest 164,2±44,8 26,7±9,8 2,5±0,5 2,0±0,5

Tabla 11. PF: Peak Fuerza (N); PF/BJ: Peak Fuerza normalizado por método de Brazet-Jones et

al.; PF/BM: Peak Fuerza normalizado por la masa corporal; PF/FFM: Peak Fuerza normalizado

por la masa libre de grasa. SlP: Posición de cúbito lateral; StP: Posición de pie; SupP: Posición de

cúbito supino. Los datos mostrados representan media ± desviación estándar.

Al relacionar las distintas posiciones entre sí (SlP vs StP; SlP vs SupP; StP vs SupP) vemos que

existe una relación lineal alta independiente de la forma en que se expresen los datos (Tabla

12). Las correlaciones más altas se obtienen al normalizar los datos por la técnica descrita por

Brazet-Jones et al. (r: 0,93 a 0,98 p: < 0,001), junto con esto también observamos que aunque

las correlaciones son altas para PF/BM son consistentemente más bajas que para cualquiera de

las otras formas de expresar los datos (r: 0,74 a 0,90; p< 0,001). También podemos observar

que las correlaciones más altas se obtienen entre la StP y SupP para todas las formas de

normalización (r: 0,90 a 0,98 p: < 0,001).



101

Tabla 12: Correlación y nivel de significancia entre las diferentes posiciones de evaluación y los

valores de fuerza obtenidos.

Strength r* SlP vs StP p r*SlP vs SupP p r* StP vs SupP p

PF 0,88 ≤ 0,001 0,88 ≤ 0,001 0,95 ≤ 0,001

PF BJ 0,93 ≤ 0,001 0,93 ≤ 0,001 0,98 ≤ 0,001

PF/BM 0,74 ≤ 0,001 0,72 ≤ 0,001 0,90 ≤ 0,001

PF/FFM 0,88 ≤ 0,001 0,88 ≤ 0,001 0,95 ≤ 0,001

Tabla 12. PF: Peak Fuerza (N); PF/BJ: Peak Fuerza normalizado por el método de Brazet-Jones et

al.; PF/BM: Peak Fuerza normalizado por la masa corporal; PF/FFM: Peak Fuerza normalizado

por la masa libre de grasa. SlP: Posición de cúbito lateral; StP: Posición de pie; SupP: Posición de

cúbito supino. r*: coeficiente de correlación de Pearson; valor p < 0,05 considerado


Los valores de fiabilidad los encontramos en la Tabla 13 para las distintas posiciones. La

fiabilidad se midió a través del ICC con un intervalo de confianza del 95%. Los valores más bajos

los encontramos en SlP (ICC 0,66 a 0,78) mientras que los mayores se obtuvieron en SupP (ICC:

0,87 a 0,94). El mejor método para expresar los datos fue el PF/BJ (ICC: 0,88 a 0,94). El CV más

bajo lo encontramos para la posición SupP que fue de 5,64% y el más alto fue en SlP con 9,8%.

Los valores de SEM fueron más altos en SlP mientras que los menores valores se obtuvieron en

SupP, exceptuando cuando los datos fueron normalizados por BJ en StP.

Tabla 13: Medidas de confiabilidad de los PF expresados de diferentes maneras en las 3

posiciones evaluadas.

Tabla 13. SlP: Posición de cúbito lateral; StP: Posición de pie; SupP: Posición de cúbito supino;

ICC: coeficiente de correlación Intraclase; CI: Intervalo de confianza; CV: coeficiente de

variación; SEM: Error Estándar de Medida; SDD diferencia mínima detectable; PF: Peak Fuerza

(N); PF/BJ: Peak Fuerza normalizado por método de Brazet-Jones et al.; PF/BM: Peak Fuerza

normalizado por la masa corporal; PF/FFM: Peak Fuerza normalizado por la masa libre de grasa.

En las figuras 17, 18 y 19 se observa la representación gráfica de lsa diferencias entre el test y

retest y el promedio en los PF con el método descrito por Bland y Altman (Bland JM, 1995) con

un 95% de límite de acuerdo



103

Gráfico Bland Altman de las diferencias Test-Retest en Peak de Fuerza normalizado por el

método Brazett-Jones et al. en posición de cúbito lateral.

Fig 17. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF normalizados por el método de Brazett-Jones et al. entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito lateral


método Brazett-Jones et al. en posición de pie

Fig 18. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF normalizados por el método de Brazett-Jones et al. entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de pie.


método Brazett-Jones et al. en posición de cúbito supino

Fig 19. Gráfico Bland Altman muestra la diferencia en los valores de PF normalizados por el método de Brazett-Jones et al. entre el test-retest y el promedio de los PF en posición de cúbito supino.



105

13. Discusión



107

Los resultasdos de este estudio, muestran que el FED HHe es un instrumento válido y fiable

para medir la fuerza de la musculatura abductora de cadera.

Los PF más altos se encontraron en SlP, independiente de si los resultados se expresaron como

valor absoluto o por cualquier forma de normalización. Este hecho es relevante, ya que para

determinar la validez de constructo de la medición de la fuerza abductora de cadera utilizando

el FED, se partió de 2 premisas. La primera es que la posición SlP es una posición válida para tal

efecto (Widler et al., 2009). La segunda se fundamenta en el principio del déficit bilateral, el

cual establece que la fuerza generada por un músculo será menor cuando el músculo

contralateral también es demandado (Sale, 1988), es decir que se obtendrán valores de PF más

altos en aquellas posiciones que aseguren una menor contracción del músculo contralateral.

Al observar los valores de fuerza obtenidos en la primera parte de este estudio (Tabla 2), vemos

que la posición en la que se obtienen los mayores valores de PF es SlP, siendo un 27,6%

mayores que en SupP y un 15% mayores que en StP, esto concuerda con lo encontrado por

Widler et al. en un estudio utilizando HHD (Widler et al., 2009) con fijación externa. Esto,

estaría relacionado con el hecho que SlP presenta una mejor estabilización pélvica, lo que

disminuiría las demandas de la musculatura contralateral, asociada al principio del déficit

bilatareral (Sale, 1988), ya que al aumentar los requerimientos de dicha musculatura, necesaria

para mantener la estabilidad, la fuerza máxima generada por la musculatura evaluada

disminuye (Sale, 1988). En la segunda parte del estudio replicamos la experiencia, y se confirmó

que la posición SlP desarrolla significativamente más fuerza que las otras dos posiciones, 30%

más que en StP y 26,8% más que SupP. Sin embargo, esta vez SupP registró valores mayores

que StP, esto también podría ser un indicio de la menor validez del valor de PF en términos

absolutos en estas otras 2 posiciones, por la variabilidad existente entre ambos partes del

estudio.

Cuando observamos lo que sucede al normalizar los datos, por cualquiera de las formas vemos

que la SlP sigue siendo la posición en la que se alcanzan los PF más altos independiente de la

forma de expresar los datos. A diferencia de lo encontrado por Widler et al. (Widler et al., 2009)

donde en StP se encontraron PF significativamente mayores que en SupP, que atribuyeron a

una peor estabilización en SupP, nosotros no encontramos diferencias en PF en ambas

posiciones, por lo que se pudiera pensar que el FED HHe y los sistemas de estabilización que

nosotros usamos durante esta experiencia permitieron posiciones más estables y válidas,

también debemos consignar en este punto que este estudio solo mostró los datos normalizados

como porcentaje del peso corporal (BM).

En los datos de la primera parte del estudio podemos observar que los valores de PF separados

por género, los hombres presentan significativamente mayores PF, manteniéndose los mayores

valores para la posición SlP, seguido de la posición StP y luego SupP, tanto en hombres como en

mujeres. Esto creemos se relaciona también con que los hombres presentan significativamente

más FFM que las mujeres, 59,8Kg y 42,6 kg respectivamente. A pesar que la FFM no nos indica

de manera absoluta la cantidad de músculo, que es el tejido capaz de generar la fuerza, si



109

descuenta la masa grasa. Cuando el valor de PF lo expresamos en términos relativos al peso

corporal las diferencias entre hombres y mujeres tendieron a desaparecer en todas las

posiciones, incluso en SupP los valores promedio de PF relativa fueron los mismos. Este

elemento refuerza el hecho de lo importante que es normalizar los datos para poder hacer

comparaciones entre sujetos de diferente sexo.

Al correlacionar entre sí los valores de fuerza obtenidos en las 3 posiciones (tabla 4) vemos

relaciones lineales estadísticamente significativas para todas, siendo la mejor relación la SlP con

SupP (r = 0,66; p≤ 0,001). Esto nos indicaría que a pesar de que estas posiciones generan

menores PF y por lo tanto serían menos válidas, si podrían ser utilizadas cuando no sea posible

realizar la prueba en posición SlP. En la segunda parte del estudio se mantuvo esta tendencia,

pero siendo ellas más altas (r: 0,88 a 0,95; p≤ 0,001) que en el primer estudio.

Cuando observamos los datos pero esta vez normalizados, vemos altas correlaciónes

estadísticamente significativas para todas, independiente del método de normalización, siendo

la mejor relación la StP con SupP con los datos normalizados por la técnica descrita por Brazett-

Jones et al. (r = 0,98; p≤ 0,001)(Bazett-Jones et al., 2011). Esto nos indicaría que a pesar de que

estas posiciones generan menores PF y por lo tanto serían menos válidas, si podrían ser

utilizadas cuando no sea posible realizar la prueba en posición SlP. A pesar que una de las

técnicas de normalización usadas habitualmente es por la masa corporal (Jaric S, Radosavljevic-

Jaric S, 2002), nosotros vemos que esta es la que entrega correlaciones más bajas

especialmente al comparar SlP con SupP (r: 0,72 p≤ 0,001), esto podría deberse al hecho que la

normalización PF/BM parte del supuesto que la fuerza es directamente proporcional a la masa

corporal, hecho que se ha visto no siempre se cumple (Davies & Dalsky, 1997) además no

considera las características propias del segmento, ni tampoco el sexo, lo que si hacen las

técnicas de PF/FFM y PF/BJ donde encontramos correlaciones de altas a muy altas (r: 0,88 a

0,98; p≤ 0,001). Esto confirmaría el hecho que SlP es una posición válida y que StP y SupP

pueden ser buenas alternativas para casos en que no sea posible utilizar SlP.

El segundo objetivo propuesto se relacionó con la fiabilidad de los tres protocolos utilizados.

Los ICC son buenos a excelentes para las 3 posiciones (tabla 9), siendo mayores, independiente

de si el resultado está expresado en términos absolutos o por cualquiera de los 3 métodos de

normalización para SupP (Tabla 13). Al observar las diferentes formas de expresar los datos

vemos que consistentemente el método más fiable es el descrito por Brazett-Jones et al.(ICC

0,88 para SlP y 0,94 para StP y SupP) lo que confirma lo expresado por tales autores. Meyer en

su estudio evaluó la fiabilidad en posición SlP utilizando un dispositivo isocinético en el que

colocaron un nuevo sistema de estabilización que permitiera resultados más fiables y expresó

PF en términos absolutos (ICC 0,91) y por la técnica de Brazet-Jones (ICC 0,96), estos valores

son similares a los encontrados por nosotros con ICC de 0,92 y 0,94 respectivamente para SupP,

sin embargo, en SlP nuestros valores fueron más bajos (0,78 y 0,88 respectivamente), esto

probablemente se debió a los sitemas de estabilización que utilizaron (estructuras rígidas de

plástico) a diferencia de nuestro método que solo utilizó un cinturon pélvico (Meyer et al.,

2013). Lamentablemente estos autores, no evaluaron otras posiciones ni otras formas de

normalización. Para el caso de los HHD, Widler et al. lo utilizó con una fijación externa, comparó



111

las 3 posiciones encontrando valores altos de ICC también (SlP: 0,902; StP: 0, 880 y SupP: 0,826)

(Widler et al., 2009). En este estudio solo se expresaron los datos normalizados como

porcentaje de la masa corporal. Al comparar los resultados normalizados tanto por PF/FFM o

por PF/BJ con el FED presentan ICCs más altos. De igual manera, Fenter et al. realizó un estudio

con un HHD en condiciones similares midiendo el PF en SupP encontrando valores de ICC entre

0,89 y 0,94 para diferentes marcas de HHD (P Click Fenter, J W Bellew, T A Pitts, 2003). Por otro

lado, Thorborg et al. utilizó también el HHD pero sin fijación externa, este fue manipulado por

diferentes evaluadores en SupP y expresando los datos como PF encontrando valores de 0,84

(Thorborg et al., 2011).

Pocos estudios en la musculatura de cadera han utilizado el CV para determinar la fiabilidad

absoluta, en nuestro estudio podemos observar que los CV son bajos (SlP 9,8%; StP 6,6%; SupP

5,64%) según lo describe Stokes et al., especialmente para la posición SupP. Widler et al.[36]

evaluando las 3 posiciones encontró valores de CV más bajos para la posición SlP y StP(3,67% y

4,22% respectivamente) pero más alto para SupP (6,11%) (Stokes, 1985). Por otro lado Nadler

usó un sistema similar y evaluó solamente SlP encontrando un valor de 4,7% (Nadler et al.,

2000). En relación al SEM vemos que estos son bajos, siendo la posición SupP la mejor (SEM

11,73).

La SDD ayuda a los clínicos determinar el valor a partir del cual, después de una segunda

medición, se puede considerar como una diferencia real el 95% del tiempo y no una diferencia

atribuible al error de medición. Estos valores no están descritos en la literatura para las 3

posiciones y formas de normalización con el FED HHe. La SDD depende del SEM para su cálculo,

por lo tanto se comportó siguiendo un patrón similar. Dado que la presente investigación es un

estudio de confiabilidad, se espera que las diferencias entre los valores obtenidos entre la

prueba y la nueva prueba sean menores que el valor SDD, lo que se cumplió para todas las

posiciones y formas de expresar los resultados.

Cuando los datos son expresados de las 4 formas utilizadas vemos que los valores de PF

normalizados por el método de Brazett-Jones et al. son consistentemente más fiables que de

las otras formas, siendo además SupP la más fiable. Por otro lado, la menor fiabilidad se

obtiene cuando los datos son expresados por masa corporal.



113

14. Conclusiones



115

Las conclusiones se enumeran respondiendo a los objetivos dados para cada uno de los

estudios y siguiendo el mismo orden:

Conclusión 1:

El dinamómetro electromecánico funcional HHe es un dispositivo válido para medir la fuerza

isométrica de la musculatura abductora de cadera. El peso, talla y masa libre de grasa se

relacionaron positivamente con la fuerza y negativamente con la masa grasa en todas las

posiciones de evaluación.

Conclusión 2:

Los protocolos de evaluación en posiciones de cúbito lateral, de pie y de cúbito supino son

fiables para la medición de la fuerza abductora de cadera, siendo la posición de cúbito supino la

mejor en este sentido.

Conclusión 3:

La forma más fiable de expresar los resultados de los test de fuerza en la musculatura

abductora de cadera con el dinamómetro electromecánico funcional es el método de

normalización descrito por Brazett-Jones et.al. La manera menos fiable es la normalización por

masa corporal.

A la luz de los antecedentes expuestos se recomienda para la medición de la fuerza isométrica

máxima en la musculatura abductora de cadera con el dispositivo HHe la posición decúbito

lateral. Cuando no sea posible, recomendamos utilizar la posición decúbito supino, y en todos

los casos normalizar los datos por el método descrito por Brazett-Jones et. al. y evitar la

normalización por la masa corporal.



117

15. Limitaciones del estudio

Dentro de las limitaciones se encuentra una muestra pequeña y elegida por conveniencia.

También debemos considerar que los resultados son aplicables al grupo etario que fue

evaluado, adultos jóvenes.

16. Relevancia Clínica

Es muy importante que los instrumentos y protocolos de evaluación sean válidos y fiables, ya

que permite diseñar programas de tratamiento específicos para las condiciones de cada sujeto,

a su vez permite el control del proceso de tratamiento y objetivar criterios de alta. Todos estos

elementos permiten que el proceso de recuperación y rehabilitación de nuestros pacientes sea

más efectivo, lo que redundará en una mejor calidad de atención por la reducción de los

tiempos de tratamiento, mayor efectividad en el alta y menores recidivas.

17. Propuestas a Futuro

En el área específica de la evaluación de la fuerza de cadera, este es un primer paso para

demostrar que el equipo es útil en el proceso de evaluación. Una vez establecida la validez y

confiabilidad del equipo podemos diseñar protocolos de evaluación en posiciones más

funcionales que nos permite este dispositivo, las que evidentemente tendremos que testear

para saber si cumplen con su objetivo.

Siguiendo esa misma línea podemos diseñar programas de tratamiento para las alteraciones o

debilidades de la musculatura de la cadera y contrastarlas con protocolos ya existentes para ver

su efectividad.

Otro elemento que es necesario seguir realizando es poder estandarizar nuevos protocolos de

evaluación en otras articulaciones donde existe una gran prevalencia de alteraciones del

aparato locomotor, como son la rodilla y el tobillo, por ejemplo.

La validez y confiabilidad del dispositivo fue puesta aprueba en una población sana, por lo que

también sería conveniente poder realizar nuevamente esta experiencia en sujetos con

alteraciones neurológicas por ejemplo que sufren habitualmente de paresia en esta

musculatura.



119

18. Referencias



121

Addison, O., Inacio, M., Bair, W. N., Beamer, B. A., Ryan, A. S., & Rogers, M. W. (2017). Role of

Hip Abductor Muscle Composition and Torque in Protective Stepping for Lateral Balance Recovery in Older Adults. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 98(6), 1223–1228. http://doi.org/10.1016/j.apmr.2016.10.009.

Allen, M. K., & Glasoe, W. M. (2000). Metrecom Measurement of Navicular Drop in Subjects

with Anterior Cruciate Ligament Injury. Journal of Athletic Training, 35(4), 403–406. Amorim, A. C., Cacciari, L. P., Passaro, A. C., Silveira, S. R. B., Amorim, C. F., Loss, J. F., & Sacco, I.

C. N. (2017). Effect of combined actions of hip adduction/abduction on the force generation and maintenance of pelvic floor muscles in healthy women. PLOS ONE, 12(5), e0177575. http://doi.org/10.1371/journal.pone.0177575

Arvin, M., Hoozemans, M. J. M., Burger, B. J., Rispens, S. M., Verschueren, S. M. P., van Dieën, J.

H., & Pijnappels, M. (2015). Effects of hip abductor muscle fatigue on gait control and hip position sense in healthy older adults. Gait and Posture, 42(4), 545–549. http://doi.org/10.1016/j.gaitpost.2015.08.011

Arvin, M., Van Dieën, J. H., Faber, G. S., Pijnappels, M., Hoozemans, M. J. M., & Verschueren, S.

M. P. (2016). Hip abductor neuromuscular capacity: A limiting factor in mediolateral balance control in older adults? Clinical Biomechanics, 37, 27–33. http://doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2016.05.015

Atkinson, G., & Nevill, A. (1998). Statistical Methods for Assssing Measurement Error

(Reliability) in Variables Relevant to Sports Medicine. Sports Medicine, 26(4), 217–238. http://doi.org/10.2165/00007256-199826040-00002

Baldon, R. de M., Nakagawa, T. H., Muniz, T. B., Amorim, C. F., Maciel, C. D., & Serrão, F. V.

(n.d.). Eccentric hip muscle function in females with and without patellofemoral pain syndrome. Journal of Athletic Training, 44(5), 490–6. http://doi.org/10.4085/1062-6050-44.5.490

Barton, C. J., Lack, S., Malliaras, P., & Morrissey, D. (2013). Gluteal muscle activity and

patellofemoral pain syndrome: a systematic review. British Journal of Sports Medicine, 47(4), 207–14. http://doi.org/10.1136/bjsports-2012-090953

Bazett-Jones, D. M., Cobb, S. C., Joshi, M. N., Cashin, S. E., & Earl, J. E. (2011). Normalizing hip

muscle strength: establishing body-size-independent measurements. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 92(1), 76–82. http://doi.org/10.1016/j.apmr.2010.08.020

Beckman, S. M., & Buchanan, T. S. (1995). Ankle inversion injury and hypermobility: Effect on

hip and ankle muscle electromyography onset latency. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 76(12), 1138–1143. http://doi.org/10.1016/S0003-9993(95)80123-5

Beckstead, J. W., Weiss, D. J., & Rajaratman, N. S. (2011). Agreement, reliability, and bias in measurement: Commentary on Bland and Altman (1986; 2010). International Journal of Nursing Studies, 48(1), 134–5. http://doi.org/10.1016/j.ijnurstu.2010.08.006

Bemben, M. G., Clasey, J. L., & Massey, B. H. (1990). The effect of the rate of muscle contraction

on the force-time curve parameters of male and female subjects. Research Quarterly for Exercise and Sport, 61(1), 96–99. http://doi.org/10.1080/02701367.1990.10607484

Bewyer, D. C., & Bewyer, K. J. (2003). Rationale for treatment of hip abductor pain syndrome.

The Iowa Orthopaedic Journal, 23, 57–60. Retrieved from http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/14575251

Bland JM, A. D. (1995). Comparing methods of measurement: why plotting difference against

standard method is misleading. Lancet, 346. Retrieved from http://ac.els-cdn.com.ezproxy.puc.cl/S0140673695917489/1-s2.0-S0140673695917489-main.pdf?_tid=0adccbe2-4942-11e7-ac29-00000aacb360&acdnat=1496593545_e48efef767fc34d6f29757d155cc10c7

Boling, M. C., Padua, D. A., & Alexander Creighton, R. (n.d.). Concentric and eccentric torque of

the hip musculature in individuals with and without patellofemoral pain. Journal of Athletic Training, 44(1), 7–13. http://doi.org/10.4085/1062-6050-44.1.7

Boyé, N. D. A., Mattace-Raso, F. U. S., Van Der Velde, N., Lieshout, E. M. M. V., De Vries, O. J.,

Hartholt, K. A., … Van Beeck, E. F. (2014). Circumstances leading to injurious falls in older men and women in the Netherlands. Injury, 45(8), 1224–1230. http://doi.org/10.1016/j.injury.2014.03.021

Brill, P. A., Macera, C. A., Davis, D. R., Blair, S. N., & Gordon, N. (2000). Muscular strength and

physical function. Med. Sci. Sports Exerc, 32(2), 412–416. Brown, L. a, & Weir, J. P. (2001). ASEP Procedures recomendation I: Accurate Assessment of

Muscular Stregth and Power. Journal of Exercise Physiology Online, 4(3), 1–10. Cahalan, T., & Johnson, M. (1989). Quantitative measurements of hip strength in different age

groups. … and Related Research. Retrieved from http://journals.lww.com/corr/Abstract/1989/09000/Quantitative_Measurements_of_Hip_Strength_in.22.aspx

Caldwell, L. S., Chaffin, D. B., Dukes-Dobos, F. N., Kroemer, K. H. E., Laubach, L. L., Snook, S. H.,

& Wassermann, D. E. (1974). Proposed Standard Procedure for Static Muscle Strength Testing. American Industrial Hygiene Association, (May), 201–206. http://doi.org/10.1080/0002889748507023

Campos-Jara, C. A. C., González, I. J. B., Ríos, L. J. C., Tamayo, I. M., Fuenzalida, A. E. L., & Ríos, I.



123

J. C. (2014). Validación y fiabilidad del dispositivo haefni health system 1.0 en la medición de la velocidad en el rango isocinético. Cuadernos de Psicologia Del Deporte, 14(2), 91–98. http://doi.org/10.4321/s1578-84232014000200010

Campos-Jara, C., Chirosa-Ríos, L. J., Jerez-Mayorga, D., Chirosa-Rios, I., Martínez-Salazar, C., &

Cesar-Beraldo, P. (2017). Comparison of two incremental protocols for evaluation of hip extension. Fisioterapia Em Movimento, 30(1), 133–140.

Chen, T. B., & Chou, L.-S. (2017). Impacts of Muscle Strength and Balance Control on Sit-To-

Walk and Turn Durations in the Timed up and Go Test. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. http://doi.org/10.1016/j.apmr.2017.04.003

Cichanowski, H. R., Schmitt, J. S., Johnson, R. J., & Niemuth, P. E. (2007). Hip strength in

collegiate female athletes with patellofemoral pain. Medicine and Science in Sports and Exercise, 39(8), 1227–1232. http://doi.org/10.1249/mss.0b013e3180601109

Cooper, N. A., Scavo, K. M., Strickland, K. J., Tipayamongkol, N., Nicholson, J. D., Bewyer, D. C.,

& Sluka, K. A. (2016). Prevalence of gluteus medius weakness in people with chronic low back pain compared to healthy controls. European Spine Journal, 25(4), 1258–1265. http://doi.org/10.1007/s00586-015-4027-6

Crossley, K. M., Zhang, W.-J., Schache, A. G., Bryant, A., & Cowan, S. M. (2011). Performance on

the single-leg squat task indicates hip abductor muscle function. The American Journal of Sports Medicine, 39(4), 866–73. http://doi.org/10.1177/0363546510395456

Daniels C, W. L. (1980). Muscle Testing: Techniques of Manual Examination (4th ed.).

Phuladelphia: WB Saunders. Davies, M. J., & Dalsky, G. P. (1997). Normalizing strength for body size differences in older

adults. Medicine and Science in Sports and Exercise, 29(5), 713–717. http://doi.org/10.1097/00005768-199705000-00020

Dwyer, M. K., Stafford, K., Mattacola, C. G., Uhl, T. L., & Giordani, M. (2013). Comparison of

gluteus medius muscle activity during functional tasks in individuals with and without osteoarthritis of the hip joint. Clinical Biomechanics (Bristol, Avon), 28(7), 757–61. http://doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2013.07.007

Earl, J. E. (2005). Gluteus Medius Activity during 3 Variations of Isometric Single-Leg Stance.

Journal of Sport Rehabilitation, 14(1), 1–11. http://doi.org/10.1123/jsr.14.1.1 Edwards, R. H., Young, A., Hosking, G. P., & Jones, D. a. (1977). Human skeletal muscle function:

description of tests and normal values. Clinical Science and Molecular Medicine, 52(3), 283–290.

Eliasziw, M., Young, S. L., Woodbury, M. G., & Fryday-Field, K. (1994). Statistical Methodology for the Concurrent Assessment of Interrater and Intrarater Reliability: Using Goniometric Measurements as an Example. Physical Therapy, 74(8), 777–788. http://doi.org/10.1093/ptj/74.8.777

Farrell, M., & Richards, J. G. (1986). Analysis of the reliability and validity of the kinetic

communicator exercise device. Medicine and Science in Sports and Exercise, 18(1), 44–9. Retrieved from http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/3959863

Finnoff, J. T., Hall, M. M., Kyle, K., Krause, D. a, Lai, J., & Smith, J. (2011). Hip strength and knee

pain in high school runners: a prospective study. PM & R : The Journal of Injury, Function, and Rehabilitation, 3(9), 792–801. http://doi.org/10.1016/j.pmrj.2011.04.007

Flack, N. A. M. S., Nicholson, H. D., & Woodley, S. J. (2014). The anatomy of the hip abductor

muscles. Clinical Anatomy, 27(2), 241–253. http://doi.org/10.1002/ca.22248 Folland, J. P., Mc Cauley, T. M., & Williams, A. G. (2008). Allometric scaling of strength

measurements to body size. European Journal of Applied Physiology, 102(6), 739–745. http://doi.org/10.1007/s00421-007-0654-x

Fredericson, M., Cookingham, C. L., Chaudhari, a M., Dowdell, B. C., Oestreicher, N., &

Sahrmann, S. a. (2000). Hip abductor weakness in distance runners with iliotibial band syndrome. Clinical Journal of Sport Medicine, 10(3), 169–175. http://doi.org/10.1097/00042752-200007000-00004

Frese, E., Brown, M., & Norton, B. J. (1987). Clinical reliability of manual muscle testing. Middle

trapezius and gluteus medius muscles. Physical Therapy, 67(7), 1072–6. Retrieved from http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/3602100

Gafner, S., Bastiaenen, C. H. G., Terrier, P., Punt, I., Ferrari, S., Gold, G., … Allet, L. (2017).

Evaluation of hip abductor and adductor strength in the elderly: a reliability study. European Review of Aging and Physical Activity : Official Journal of the European Group for Research into Elderly and Physical Activity, 14, 5. http://doi.org/10.1186/s11556-017-0174-6

Gottschalk, F., Kourosh, S., & Leveau, B. (1989). The functional anatomy of tensor fasciae latae

and gluteus medius and minimus. Journal of Anatomy, 166, 179–189. http://doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2007.07.001

Hansen, E. M., McCartney, C. N., Sweeney, R. S., Palimenio, M. R., & Grindstaff, T. L. (2015).

Hand-held Dynamometer Positioning Impacts Discomfort During Quadriceps Strength Testing: A Validity and Reliability Study. International Journal of Sports Physical Therapy, 10(1), 62–8. Retrieved from http://www.pubmedcentral.nih.gov/articlerender.fcgi?artid=4325289&tool=pmcentrez&r



125

endertype=abstract Hardcastle, P., & Nade, S. (1985). The significance of the Trendelenburg test. The Journal of

Bone and Joint Surgery. British Volume, 67(5), 741–746. http://doi.org/10.1016/0268-0033(86)90096-3

Hayes, K. W., & Falconer, J. (1992). Reliability of Hand-Held Dynamometry and Its Relationship

with Manual Muscle Testing in Patients with Osteoarthritis in the Knee. Journal of Orthopaedic & Sports Physical Therapy, 16(3), 145–149. http://doi.org/10.2519/jospt.1992.16.3.145

Hewett, T. E. (2005). Biomechanical Measures of Neuromuscular Control and Valgus Loading of

the Knee Predict Anterior Cruciate Ligament Injury Risk in Female Athletes: A Prospective Study. American Journal of Sports Medicine, 33(4), 492–501. http://doi.org/10.1177/0363546504269591

Hislop HJ, Avers D, Brown M, D. L. (2014). Daniel´s and Worthingham´s muscle testing:

techniques of manual examination and performance testing. (Elsevier, Ed.) (9th ed.). St Loui, Mo.

Hopkins, W. G. (2000). Measures of reliability in sports medicine and science. Sports Medicine

(Auckland, N.Z.), 30(1), 1–15. Retrieved from http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/10907753

Horstmann, T., Listringhaus, R., Haase, G.-B., Grau, S., & Mündermann, A. (2013). Changes in

gait patterns and muscle activity following total hip arthroplasty: A six-month follow-up. Clinical Biomechanics, 28(7), 762–769. Retrieved from http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/S0268003313001575

Ireland, M. L., Willson, J. D., Ballantyne, B. T., & Davis, I. M. (2003). Hip Strength in Females

With and Without Patellofemoral Pain. Journal of Orthopaedic & Sports Physical Therapy, 33(11), 671–676. http://doi.org/10.2519/jospt.2003.33.11.671

Jackson, S. M., Cheng, M. S., Smith, A. R., & Kolber, M. J. (2016). Intrarater reliability of hand

held dynamometry in measuring lower extremity isometric strength using a portable stabilization device. Manual Therapy. http://doi.org/10.1016/j.math.2016.07.010

Jaramillo, J., Worrell, T. W., & Ingersoll, C. D. (1994). Hip isometric strength following knee

surgery. The Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy, 20(3), 160–5. http://doi.org/10.2519/jospt.1994.20.3.160

Jaric S, Radosavljevic-Jaric S, J. H. (2002). Muscle force and muscle torque in humans require

different methods when adjusting for differences in body size. Retrieved from http://download.springer.com/static/pdf/105/art%253A10.1007%252Fs00421-002-0638-

9.pdf?auth66=1389464109_fc12413c69dfb7514be2c118f13e2bd8&ext=.pdf Jaric, S. (2002). Muscle Strength Testing - Use of Normalization for Body Size Use of

Normalisation for Body Size, (FEBRUARY 2002). Johnson, M. E., Mille, M.-L., Martinez, K. M., Crombie, G., & Rogers, M. W. (2004). Age-related

changes in hip abductor and adductor joint torques. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 85(4), 593–597. Retrieved from http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/S0003999303010669

Kendall FP, M. E. (1983). Muscle: Testing and Function (3rd ed.). Baltimore: Williams & Wilkins. Kindel, C., & Challis, J. (2017). Joint moment-angle properties of the hip abductors and hip

extensors. Physiotherapy Theory and Practice, 1–8. http://doi.org/10.1080/09593985.2017.1323357

Klemetti, R., Steele, K. M., Moilanen, P., Avela, J., & Timonen, J. (2014). Contributions of

individual muscles to the sagittal- and frontal-plane angular accelerations of the trunk in walking. Journal of Biomechanics, 47(10), 2263–2268. http://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2014.04.052

Koo, T. K., & Li, M. Y. (2016). A Guideline of Selecting and Reporting Intraclass Correlation

Coefficients for Reliability Research. Journal of Chiropractic Medicine, 15(2), 155–63. http://doi.org/10.1016/j.jcm.2016.02.012

Krause, D. A., Schlagel, S. J., Stember, B. M., Zoetewey, J. E., & Hollman, J. H. (2007). Influence

of Lever Arm and Stabilization on Measures of Hip Abduction and Adduction Torque Obtained by Hand-Held Dynamometry. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 88(1), 37–42. http://doi.org/10.1016/j.apmr.2006.09.011

Laukkanen, P., Heikkinen, E., & Kauppinen, M. (1995). Muscle strength and mobility as

predictors of survival in 75-84 - year - old people. Age and Ageing, 24(6), 468–473. http://doi.org/10.1093/ageing/24.6.468

Lawson, A., & Calderon, L. (1997). Interexaminer Agreement for Applied Kinesiology Manual

Muscle Testing. Perceptual and Motor Skills, 84(2), 539–546. http://doi.org/10.2466/pms.1997.84.2.539

Lazennec, J.-Y., Brusson, A., & Rousseau, M.-A. (2011). Hip-spine relations and sagittal balance

clinical consequences. European Spine Journal, 20(5), 686–98. http://doi.org/10.1007/s00586-011-1937-9

Lee, S.-P., Souza, R. B., & Powers, C. M. (2012). The influence of hip abductor muscle

performance on dynamic postural stability in females with patellofemoral pain. Gait & Posture, 36(3), 425–9. http://doi.org/10.1016/j.gaitpost.2012.03.024



127

Lenhart, R., Thelen, D., & Heiderscheit, B. (2014). Hip Muscle Loads During Running at Various

Step Rates. Journal of Orthopaedic & Sports Physical Therapy, 44(10), 766-A4. http://doi.org/10.2519/jospt.2014.5575

Loureiro, A., Mills, P. M., & Barrett, R. S. (2013). Muscle weakness in hip osteoarthritis: a

systematic review. Arthritis Care & Research, 65(3), 340–52. http://doi.org/10.1002/acr.21806

Lourencin, F. T. C., Macedo, O. G. De, Scarpellini, E. D. S., & Greve, J. M. D. (2012). Evaluation of

hip adductor and abductor muscles using an isokinetic dynamometer. Acta Fisiátrica, 19(1), 16–20. http://doi.org/10.5935/0104-7795.20120004

Lukaski, H. C., Bolonchuk, W. W., Hall, C. B., Siders, W. A., & Widation, W. A. S. (1986).

Validation of tetrapolar bioelectrical impedance method to assess human body composition. Journal of Applied Physiology , 60(4), 1327–1332.

Maranhao Neto, G. A., Oliveira, A. J., Pedreiro, R. C. de M., Pereira-Junior, P. P., Machado, S.,

Marques Neto, S., & Farinatti, P. T. V. (2017). Normalizing handgrip strength in older adults: An allometric approach. Archives of Gerontology and Geriatrics, 70, 230–234. http://doi.org/10.1016/j.archger.2017.02.007

Metter, E. J., Talbot, L. A., Schrager, M., & Conwit, R. (2002). Skeletal Muscle Strength as a

Predictor of All-Cause Mortality in Healthy Men. The Journals of Gerontology Series A: Biological Sciences and Medical Sciences, 57(10), B359–B365. http://doi.org/10.1093/gerona/57.10.B359

Meyer, C., Corten, K., Wesseling, M., Peers, K., Simon, J. P., Jonkers, I., & Desloovere, K. (2013).

Test-retest reliability of innovated strength tests for hip muscles. PLoS ONE, 8(11), 1–8. http://doi.org/10.1371/journal.pone.0081149

Morcelli, M. H., Rossi, D. M., Karuka, A. H., Crozara, L. F., Hallal, C. Z., Marques, N. R., … Navega,

M. T. (2016). Peak torque, reaction time, and rate of torque development of hip abductors and adductors of older women. Physiotherapy Theory and Practice, 32(1), 45–52. http://doi.org/10.3109/09593985.2015.1091870

Mukaka, M. M. (2012). Statistics corner: A guide to appropriate use of correlation coefficient in

medical research. Malawi Medical Journal : The Journal of Medical Association of Malawi, 24(3), 69–71. Retrieved from http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/23638278

Murphy, A. J., Wilson, G. J., Pryor, J. F., & Newton, R. U. (1995). Isometric assessment of

muscular function: The effect of joint angle. Journal of Applied Biomechanics, 11(2), 205–215. http://doi.org/10.1123/jab.11.2.205

Nadler, S. F., DePrince, M. L., Hauesien, N., Malanga, G. A., Stitik, T. P., & Price, E. (2000). Portable dynamometer anchoring station for measuring strength of the hip extensors and abductors. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 81(8), 1072–6. http://doi.org/10.1053/APMR.2000.7165

Nelson-Wong, E., Gregory, D. E., Winter, D. A., & Callaghan, J. P. (2008). Gluteus medius muscle

activation patterns as a predictor of low back pain during standing. Clinical Biomechanics, 23(5), 545–553. http://doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2008.01.002

Neumann, D. (2010). Kinesiology of the Hip: a focus on muscular action. Journal of Orthopaedic

& Sports Physical Therapy, 82(2). Retrieved from http://www.jospt.org/doi/pdf/10.2519/jospt.2010.3025

Newman, A. B., Kupelian, V., Visser, M., Simonsick, E. M., Goodpaster, B. H., Kritchevsky, S. B., …

Harris, T. B. (2006). Strength, but not muscle mass, is associated with mortality in the health, aging and body composition study cohort. J Gerontol A Biol Sci Med Sci, 61(1), 72–7. http://doi.org/10.1093/gerona/61.1.72

Niemuth, P. E., Johnson, R. J., Myers, M. J., & Thieman, T. J. (2005). Hip Muscle Weakness and

Overuse Injuries in Recreational Runners. Clinical Journal of Sport Medicine, 15(1), 14–21. http://doi.org/10.1097/00042752-200501000-00004

Novacheck, T. F. (1998). The biomechanics of running: Review Paper. Gait & Posture, 7, 77–95.

http://doi.org/10.1016/s0966-6362(97)00038-6 Overend, T., Anderson, C., Sawant, A., Perryman, B., & Locking-Cusolito, H. (2010). Relative and

absolute reliability of physical function measures in people with end-stage renal disease. Physiotherapy Canada. Physiotherapie Canada, 62(2), 122–8. http://doi.org/10.3138/physio.62.2.122

P Click Fenter, J W Bellew, T A Pitts, Rek. (2003). Reliability of stabilised commercial

dynamometers for measuring hip abduction strength: a pilot study. Br J Sports Med, 37(8), 331–334. http://doi.org/10.1053/APMR.2000.7165

Palastanga, N., Derek, F., & Roger, S. (2000). Anatomía y Movomiento Humano; Estructura y

Funcionamiento (2000th ed.). Barcelona: Paidotribo. Paré, E. B., Stern, J. T., & Schwartz, J. M. (1981). Functional differentiation within the tensor

fasciae latae. A telemetered electromyographic analysis of its locomotor roles. The Journal of Bone &amp, 63(9), 1457–1471. Retrieved from https://insights.ovid.com/pubmed?pmid=7320037

Paul, D. J., & Nassis, G. P. (2015). Testing strength and power in soccer players: the application

of conventional and traditional methods of assessment. Journal of Strength and



129

Conditioning Research / National Strength & Conditioning Association, 29(6), 1748–58. http://doi.org/10.1519/JSC.0000000000000807

Powers, C. M. (2003). The Influence of Altered Lower-Extremity Kinematics on Patellofemoral

Joint Dysfunction: A Theoretical Perspective. Journal of Orthopaedic & Sports Physical Therapy, 33(11), 639–646. http://doi.org/10.2519/jospt.2003.33.11.639

Powers, C. M., Ghoddosi, N., Straub, R. K., & Khayambashi, K. (2017). Hip Strength as a Predictor

of Ankle Sprains in Male Soccer Players: A Prospective Study. Journal of Athletic Training, 52(11), 1062–6050–52.11.18. http://doi.org/10.4085/1062-6050-52.11.18

Ruiz, J. R., Sui, X., Lobelo, F., Morrow, J. R., Jackson, A. W., Sjöström, M., & Blair, S. N. (2008).

Association between muscular strength in men: prospective cohort study. BMJ, 337. http://doi.org/10.1136/bmj.a439

Sale, D. G. (1988). Neural adaptation to resistance training. Medicine and Science in Sports and

Exercise, 20(5 Suppl), S135-45. Retrieved from http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/3057313

Schmitt, W. H., & Cuthbert, S. C. (2008). Common errors and clinical guidelines for manual

muscle testing: “the arm test” and other inaccurate procedures. Chiropractic & Osteopathy, 16(1), 16. http://doi.org/10.1186/1746-1340-16-16

Shephard, R. J. (1988). PAR-Q, Canadian Home Fitness Test and exercise screening alternatives.

Sports Medicine (Auckland, N.Z.), 5(3), 185–95. Retrieved from http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/3368685

Shrout, P. E., & Fleiss, J. L. (1979). Intraclass correlations: Uses in assessing rater reliability.

Psychological Bulletin, 86(2), 420–428. http://doi.org/10.1037/0033-2909.86.2.420 Smith, B. I., Docherty, C. L., & Curtis, D. (2017). Effects of Hip Strengthening on Neuromuscular

Control, Hip Strength, and Self-Reported Functional Deficits in Individuals With Chronic Ankle Instability. Journal of Sport Rehabilitation, 1–23. http://doi.org/10.1123/jsr.2016-0143

Smith, J. A., Popovich, J. M., & Kulig, K. (2014). The Influence of Hip Strength on Lower-Limb,

Pelvis, and Trunk Kinematics and Coordination Patterns During Walking and Hopping in Healthy Women. Journal of Orthopaedic & Sports Physical Therapy, 44(7), 525–531. http://doi.org/10.2519/jospt.2014.5028

Smith, J. J., Eather, N., Morgan, P. J., Plotnikoff, R. C., Faigenbaum, A. D., & Lubans, D. R. (2014).

The health benefits of muscular fitness for children and adolescents: A systematic review and meta-analysis. Sports Medicine, 44(9), 1209–1223. http://doi.org/10.1007/s40279-014-0196-4

Stark, T., Walker, B., Phillips, J. K., Fejer, R., & Beck, R. (2011). Hand-held Dynamometry

Correlation With the Gold Standard Isokinetic Dynamometry: A Systematic Review. PM&R, 3(5), 472–479. http://doi.org/10.1016/j.pmrj.2010.10.025

Stokes, M. (1985). Reliability and Repeatability of Methods for Measuring Muscle in

Physiotherapy. Physiotherapy Practice, 1(2), 71–76. http://doi.org/10.3109/09593988509163853

Taunton, J. E., Ryan, M. B., Clement, D. B., McKenzie, D. C., Lloyd-Smith, D. R., & Zumbo, B. D.

(2002). A retrospective case-control injuries analysis of 2002 running. British Journal of Sports Medicine, 36(2), 95–101. http://doi.org/10.1136/bjsm.36.2.95

Thorborg, K., Serner, A., Petersen, J., Madsen, T. M., Magnusson, P., & Hölmich, P. (2011). Hip

adduction and abduction strength profiles in elite soccer players: implications for clinical evaluation of hip adductor muscle recovery after injury. The American Journal of Sports Medicine, 39(1), 121–6. http://doi.org/10.1177/0363546510378081

Tiberio, D. (1987). The Effect of Excessive Subtalar Joint Pronation on Patellofemoral

Mechanics: A Theoretical Model. Journal of Orthopaedic & Sports Physical Therapy, 9(4), 160–165. http://doi.org/10.2519/jospt.1987.9.4.160

Weir, J. P. (2005). Quantifying Test-Retest Reliability Using the Intraclass Correlation Coefficient

and the SEM. The Journal of Strength and Conditioning Research, 19(1), 231. http://doi.org/10.1519/15184.1

Welk., G. (2002). Physical assessment in Health-related research. Leeds; UK: Human Kinetics. Widler, K. S., Glatthorn, J. F., Bizzini, M., Impellizzeri, F. M., Munzinger, U., Leunig, M., &

Maffiuletti, N. A. (n.d.). Assessment of Hip Abductor Muscle Strength. A Validity and Reliability Study. http://doi.org/10.2106/JBJS.H.01119

Widler, K. S., Glatthorn, J. F., Bizzini, M., Impellizzeri, F. M., Munzinger, U., Leunig, M., &

Maffiuletti, N. A. (2009). Assessment of Hip Abductor Muscle Strength. A Validity and Reliability Study. The Journal of Bone &amp, 91(11), 2666–2672. http://doi.org/10.2106/JBJS.H.01119

Willson, J. D., & Davis, I. S. (2008). Lower extremity mechanics of females with and without

patellofemoral pain across activities with progressively greater task demands. Clinical Biomechanics, 23(2), 203–211. http://doi.org/10.1016/j.clinbiomech.2007.08.025

Willson, J. D., Kernozek, T. W., Arndt, R. L., Reznichek, D. A., & Scott Straker, J. (2011). Gluteal

muscle activation during running in females with and without patellofemoral pain syndrome. Clinical Biomechanics, 26(7), 735–740. Retrieved from



131

http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/S0268003311000611 Zeh, J., Hansson, T., Bigos, S., Spengler, D., Battie, M., & Wortley, M. (1986). Isometric strength

testing. Recommendations based on a statistical analysis of the procedure. Spine (Phila Pa 1976), 11(1), 43–46.



133

ANEXOS



135

DOCUMENTO DE CONSENTIMIENTO INFORMADO

(GRUPO INVESTIGACIÓN)

Nombre del

Estudio:

Validación del protocolo de evaluación de fuerza isométrica en la

musculatura abductora de cadera con el dispositivo Haefni Health

Patrocinador

del

Estudio /

Fuente

Financiamiento

Sin patrocinador/No requiere financiamiento

Investigador

Responsable:

Depto/UDA Enrique Cerda Vega / Celular: 92995811 / UDA Ciencias de la Salud

El propósito de esta información es ayudarle a tomar la decisión de participar, -o no-, en

una investigación médica.

Tome el tiempo que requiera para decidirse, lea cuidadosamente este documento y hágale

las preguntas que desee al médico o al personal del estudio.

OBJETIVOS DE LA INVESTIGACIÓN

Usted ha sido invitado/invitada a participar en este estudio porque su edad es mayor de 18

años y no tiene antecedentes de patologías músculo-esqueléticas previas.

El propósito de este estudio es determinar el estado funcional de la musculatura que

participa en el movimiento de la cadera, se evaluaran diferentes tipos de movimientos, con

el fin de establecer un protocolo validado de fuerza isométrica en la articulación de cadera

con el dispositivo Haefni Health.

El objetivo principal del estudio es validar un protocolo para evaluar la fuerza isométrica

en la musculatura abductora en la cadera.

Los participantes del estudio serán invitados a participar al estudio por el responsable del

mismo. Se espera a que participen alrededor de 30 pacientes, todos pertenecientes a la

Pontificia Universidad Católica de Chile.

PROCEDIMIENTOS DE LA INVESTIGACIÓN

El siguiente estudio se realizará en el Laboratorio de Análisis del Movimiento, ubicado en el

Edificio UDA Ciencias de la Salud, Campus San Joaquín de la Pontificia Universidad Católica

de Chile.

Para obtener la información deseada este estudio requerirá utilizar el dispositivo Haefni

Health que tiene por objetivo registrar el movimiento, aceleración, fuerza y actividad

muscular de la articulación de la cadera de forma no invasiva, durante la realización de los

diferentes tipos de movimientos.

El procedimiento consiste en primer lugar en la colocación una cincha en la pierna no

dominante y se posicione dependiendo del movimiento en supino, prono, decúbito lateral o

sentado. Se le explica al paciente el los tipos movimiento a realizar, la forma de medida, la

recuperación y la posición en la que se desarrollan.

El procedimiento consiste ejercer la máxima fuerza isométrica posible en la posición de

inicio (dependiendo del tipo de movimiento). Se realizarán 1 serie por cada tipo de

ejercicio de 3 repeticiones de entre 4-6 segundos de isometría.

Previamente se mide también el rango de movimiento (ROM) en la cadera con un

goniómetro y el largo del muslo, además deben rellenar un cuestionario validado (WOMAC)

acerca del dolor y rigidez en la articulación de cadera.

Esta actividad se efectuará de manera individual, y el tiempo estipulado para ella es de 60

minutos aproximadamente.

Los datos obtenidos serán usados únicamente para el propósito de esta investigación.

Los datos serán almacenados por 2 años en el Laboratorio de Análisis del Movimiento PUC,

bajo la responsabilidad del Klgo. Enrique Cerda Vega.

Si en el futuro son usadas para propósitos diferentes a los de esta investigación, se le

solicitará un nuevo consentimiento.

Los resultados obtenidos le serán informados, el que le indicará el curso de acción más

adecuado para usted.



137

BENEFICIOS

Usted podría o no beneficiarse por participar en esta investigación médica, ya que la

información personal recolectada podría ser importante para futuras investigaciones. Por

otra parte, la información que se obtendrá de este estudio será de gran utilidad para

conocer el estado actual de su musculatura de cadera y eventualmente podría beneficiar a

otras personas con su misma condición.

RIESGOS

Esta investigación presenta mínimos riesgos para Usted. Estos se asocian al procedimiento

de registro de fuerza. Además, usted podría eventualmente manifestar alergia a los

electrodos durante y/o posterior a la realización de la prueba.

COSTOS

El presente estudio no tiene ningún costo para Usted. Los procedimientos y materiales

necesarios para este estudio serán proporcionados por la UDA Ciencias de la Salud. Los

procedimientos/tratamientos necesarios para manejar su condición clínica basal no serán

financiados por el estudio.

COMPENSACIONES

En el caso de existir daños derivados directamente de la investigación éstos serán pagados

por la UDA Ciencias de la Salud PUC. En esta investigación no habrán compensaciones por

complicaciones inherentes a su condición clínica.

CONFIDENCIALIDAD DE LA INFORMACIÓN

La información obtenida en el estudio se mantendrá en forma confidencial. Para esto se

utilizarán códigos para identificar y guardar su información personal. Además, se cubrirá

su rostro en todas las fotografías tomadas. Es posible que los resultados obtenidos sean

presentados en revistas y conferencias médicas, sin embargo, su nombre no será conocido.

VOLUNTARIEDAD

Su participación en esta investigación es completamente voluntaria.

Usted tiene el derecho a no aceptar participar o a retirar su consentimiento y retirarse de

esta investigación en el momento que lo estime conveniente. Al hacerlo, usted no pierde

ningún derecho que le asiste como paciente de esta institución y no se verá afectada la

calidad de la atención médica que merece.

Si usted retira su consentimiento, sus datos serán eliminados y la información obtenida no

será utilizada.

PREGUNTAS

Si tiene preguntas acerca de esta investigación médica puede contactar o llamar al Klgo. Enrique Cerda Vega, Investigador Responsable del estudio, al celular 92995811, o enviar un correo electrónico a: [email protected]

Si tiene preguntas acerca de sus derechos como participante en una investigación médica,

usted puede llamar al Dra. Beatriz Shand Klagges., Presidente del Comité Etico Cientifico de

la Facultad de Medicina, Pontificia Universidad Católica de Chile, al teléfono 2354-8173, o

enviar un correo electrónico a: [email protected].

mailto:[email protected]



139

DECLARACIÓN DE CONSENTIMIENTO

Se me ha explicado el propósito de esta investigación, los procedimientos, los

riesgos, los beneficios y los derechos que me asisten y que me puedo retirar de ella

en el momento que lo desee.

Firmo este documento voluntariamente, sin ser forzado/forzada a hacerlo.

No estoy renunciando a ningún derecho que me asista.

Se me comunicará de toda nueva información relacionada con el estudio que surja

durante el estudio y que pueda tener importancia directa para mi condición de

salud.

Se me ha informado que tengo el derecho a reevaluar mi participación en esta

investigación según mi parecer y en cualquier momento que lo desee.

Yo autorizo al investigador responsable y sus colaboradores a acceder y usar los

datos contenidos en mi ficha clínica para los propósitos de esta investigación.

Al momento de la firma, se me entrega una copia firmada de este documento.

FIRMAS

____________________________________

Participante:

Fecha:

____________________________________

Investigador:

Fecha:

____________________________________

Director Carrera Kinesiología:

Fecha:



141

Cuestionario PARQ & YOU



143

Equipamiento utilizado para la investigación: Mediciones Antropométricas Determinación del peso y Talla:

Balanzamecánica de columna Seca 700

Determinación de la Masa Libre de Grasa y Masa Grasa por Impedancia Bioeléctrica:

Impedanciómetro: Bodystat modelo Quadscan 4000

electrodos autoadhesivos.

Calentamiento: Bicicleta ergométrica FitPro CU 800



145

Medición de la Fuerza: Dinamómetro electromecánico funcional HHe 1.0



147

Publicación científica asociada:

Validity and reliability of evaluating hip abductor strength using

different normalization methods in a functional electromechanical

device

Enrique Cerda Vega1*, Daniel Jerez-Mayorga

2, Ramón Machado Payer3‡, Christian Campos

Jara2‡, Iris Guzman-Guzman

4‡, Alvaro Reyes Ponce2‡, Luis Javier Chirosa

3‡

1 Carrera de Kinesiología, Departamento Ciencias de la Salud, Facultad de Medicina, Pontificia

Universidad Católica de Chile, Santiago, Chile

2 Facultad Ciencias de la Rehabilitación, Universidad Andrés Bello, Santiago, Chile

3 Faculty of Sciences for Physical Activity and Sport, University of Granada, Granada, Spain

4 Unidad Académica de Ciencias Químico-Biológicas, Universidad Autónoma de Guerrero,

Chilpancingo, México

☯ These authors contributed equally to this work.

‡ These authors also contributed equally to this work.

* Email: [email protected]

The hip abductor muscles are vitally important for pelvis stability, and common strength deficits

can negatively affect functionality. The muscle strength can be measured using different

dynamometers and be evaluated in three positions (side-lying, standing, and supine). Obtained

strength data can be expressed in different ways, with data normalization providing more

objective and comparable results. The aim of this study was to establish the validity and

reliability of three protocols in evaluating the isometric strength of the hip abductor muscles. A

new functional electromechanical dynamometer assessed strength in three positions, with

findings subjected to three data normalization methods. In two identical sessions, the hip

abductor strengths of 29 subjects were recorded in the side-lying, standing, and supine positions.

Peak force was recorded in absolute terms and normalized against body mass, fat-free mass, and

an allometric technique. The peak force recorded in the side-lying position was 30% and 27%

higher than in the standing and supine positions, respectively, independent of data normalization

methodology. High inter-protocol correlations were found (r: 0.72 to 0.98, p ≤ 0.001). The

supine position with allometric data normalization had the highest test-retest reliability (0.94

intraclass correlation coefficient and 5.64% coefficient of variation). In contrast, the side-lying

position with body mass data normalization had a 0.66 intraclass correlation coefficient and

9.8% coefficient of variation. In conclusion, the functional electromechanical dynamometer is a

valid device for measuring isometric strength in the hip abductor muscles. The three assessed

positions are reliable, although the supine position with allometric data normalization provided

the best results.



149

Introduction

The hip abductor muscles are key in stabilizing the pelvis. This is particularly so for unipedal

stances, such as walking, [1]. In conjunction with these muscles, the biomechanical properties of

the joints must be prepared to receive heavy loads and ensure mobility of the inferior limbs and

trunk. All of these factors highlight the importance of this zone in maintaining stability during

daily tasks and sporting activities that involve unipedal impacts [2, 3].

Strength deficits in the hip abductor muscles occur as a result of aging and certain

pathologies, thus negatively affecting daily life activities [4]. Pathologies such as hip injuries,

including osteoarthritis [5, 6] and complete/partial joint replacement [7], not only affect the

strength of the injured limb, but also of the contralateral limb [8]. Consequent impacts to walking

can include the Trendelenburg gait [9], although dysfunctions can arise distant to the affected

joint, including lower back dysfunctions [10] and patellofemoral pain syndrome in the knee [11-

16].

Maintenance of optimum isometric strength in the hip muscles has been linked to clinical

and functional improvements in athletes and patients with musculoskeletal conditions [17-19].

Therefore, understanding the role of hip muscles in abduction movements would facilitate the

diagnosis and effective treatment of alterations caused within the inferior extremities [20]. In

clinical settings, hip abduction strength is primarily assessed through three procedures, i.e.

manual muscle testing, isokinetic dynamometry, and hand-held dynamometry. The isokinetic

dynamometer is an exact, secure evaluation tool and the current gold standard for assessing

muscle strength. Nevertheless, the high cost of this instrument limits accessibility [21, 22]. In

turn, manual muscle testing has severe reliability limitations and is reliant on the experience of

the evaluator [23]. Finally, while the manual dynamometer is low-cost, accessible, and validated

for muscle assessments, this method is dependent on external adjustments to improve result

validity and reliability [24-26].

These three methods have been assessed using three positions, i.e. the side-lying position

(SlP), supine position (SupP), and standing position (StP); however, the SlP is the only position

validated for all three methods [27-36]. Despite this, the StP has been described as the best

physiologically and functionally as most functional tasks are performed in this position [27, 37].

Similarly, the SupP has been favorably cited as maintaining neutral gravity and for preventing

problems caused by supporting the body on one side [30]. These different positions provide

alternatives for subjects that cannot be in one position or another due to health issues.

Also worth considering in relation to strength measurements are the various ways in

which results can be expressed. These variations are due to variables that influence strength, such

as body mass and muscle mass. Therefore, data must be normalized to prevent the effects of

these variables on the final results [38, 39]. Similarly, a measurement independent of body mass

is needed so that individuals can be compared against others and with themselves between

measurements.

To this end, a new dynamometric device was recently designed for the assessment of

functional tasks. This instrument allows evaluating movements in different planes and at

different angles through a pulley system, which permits specific, natural movements [40, 41].

This so-termed functional electromechanical dynamometer can be used for static and dynamic

assessments, including isokinetic evaluations in different muscle groups [41].

The aim of this study was to determine the validity and reliability of evaluation protocols

for isometric strength in the hip abductor muscles of healthy subjects. Specifically, the functional



151

electromechanical dynamometer was used to evaluate the hip abductor muscles in a SlP, SuP,

and StP, and data were then assessed with three normalization methods.

Material and methods

This was a descriptive study with non-probability sampling using a group of volunteers. To

investigate test-retest validity and reliability, the isometric strength of the hip abductor muscles

was analyzed in two identical sessions separated by at least 48 h. Both sessions were completed

by all participants within a ten day period. The same researcher took all measurements, ensured

identical conditions for all assessments/sessions, and provided volunteers with identical

instructions.

Participants

In January 2017, physical therapy students of the Pontificia Universidad Católica were invited to

participate. Twenty-nine volunteers (14 males, 15 females) accepted to participate and none of

them dropped out. The volunteers presented the following average traits: 20.7 ± 1.8 years-old;

66.7 ± 13.9 kg weight; 169.4 ± 8.4 cm height; 23.1 ± 3.37 body mass index; 51.9 ± 10.7 kg Fat

Free Mass; 15.1 ± 6.9 kg fat mass and 21,7% ± 7,4 percentage of body mass. All healthy

volunteers were aged between 18 and 25, presented no cardiovascular, lung, or metabolic

pathologies. They all reported no musculoskeletal pain within the three months prior to

assessments and they practiced physical activity at least twice a week as part of their academic

training. All procedures were approved by the Ethical Committee of the Faculty of Medicine,

Pontificia Universidad Católica de Chile (CEC-MedUC 16-399) and were in accordance with the

2013 Helsinki Declaration. Individuals in this manuscript have given written informed consent

(as outlined in PLOS consent form) to publish these case details.

Procedure

Before any evaluations were performed, all procedures were verbally explained to the volunteers,

who were then required to provide signed informed consent before participating. All participants

also filled out a personal information sheet and responded to the Physical Activity Readiness

Questionnaire [42]. Anthropomorphic measurements were then taken, including weight (kg),

height (cm), and body composition through bioelectrical impedance analysis (Bodystat,

Quadscan 4000) following procedures described by Lukaski [43], from which of fat-free mass

(FFM) and fat mass were obtained (Kg).

Participants warmed up for 10 min on an ergometer bicycle (FitPro CU 800) at an

intensity of 50% maximum heart rate, after that they followed 3 submaximal repetitions of 20

seconds for each of the positions (ie, SlP, StP and SupP). For subsequent abduction assessments,

volunteers were given the following instructions according to Bemben M. et al [44]: perform

abduction of the extremity, exerting the maximum contraction possible as quick as possible.

These instructions allow to obtain the highest PF values [44]. Then, the volunteers were asked to

exert and hold maximum isometric contractions for 6 s, with three alternating repetitions

performed in non-dominant side with 1 minute of rest after each repetition. This procedure was

repeated for each of the three assessed positions. Participants were allowed to rest for 10 min

between each assessed position, and the order in which positions were evaluated was random.

The strength exerted for each maximum isometric contraction was measured using the Haefni

Health v.1.0 electromechanical dynamometer (iVolution R&D, Granada, Spain), which has been



153

validated for this use [40, 41]. During task execution, subjects were motivated to exert maximum

force by the evaluator saying: “let’s go, let’s go, come on, come on.”

For assessments in the SlP, participants laid down on a stretcher, resting against their

contralateral side. Patients were then asked to bend their contralateral knee 90° to improve

stability, and a foam wedge was placed between both legs to maintain alignment of the extremity

under evaluation at 0° of abduction (i.e. neutral position). A fixing strap was then placed at the

level of the iliac crests, thereby firmly holding the subject’s pelvis against the stretcher.

Resistance was placed at the extreme distal end of the extremity under evaluation, 1 cm above

the lateral malleolus. For assessments in the StP, participants stood in front of the stretcher. A

foam wedge was placed on the stretcher and was used by subjects to rest their hands, which were

at the level of the iliac crests. Participants were instructed not to exert any force with their hands.

The volunteer’s feet were separated at a distance equal to their shoulders. Resistance was placed

1 cm above the lateral malleolus. Finally, for assessments in the SupP, participants laid down on

their back. A fixing strap was placed at the level of the iliac crests, thereby firmly holding the

subject to the stretcher. The lower extremities were at 0° of abduction, and the upper extremities

were crossed against the thorax. Resistance was placed at the extreme distal end of the extremity

under evaluation, 1 cm above the lateral malleolus.

Test results were automatically stored in the Haefni Health device and were not revealed

to the subjects or evaluator at the time of task execution. Once all measurements were taken, data

were extracted to Excel format using the Haefni Health device software. For posterior analysis

peak force (PF) values were expressed in absolute terms in Newtons (N), by following the

allometric technique hip muscle method described by Brazet-Jones et al. [38] by applying this

method we devided the PF by an exponential body mass (BM) specifically differentiated for men

and for women (0.792 and 0.482 respectively), by the ratio between PF and BM (PF/BM) and by

the ratio between PF and FFM (PF/FFM).

Statistical analysis

Data was initially evaluated for normality using the Shapiro-Wilk test. The t test for independent

samples was performed to determine test-retest differences. Descriptive statistics (mean and

standard deviation) were used to describe PF and anthropomorphic data. To determine the degree

of linear association between the different positions, the Pearson coefficient of correlation was

used, with significance established at p ≤ 0.05. The coefficient of correlation was interpreted

through classifications described by Mukaka [45], where 0,9 to 1,0 was very high correlation, 0,7

to 0,9 was high, 0,5 to 0,7 was moderate, 0,3 to 0,5 was low, and 0,00 to 0,3 was negligible

correlation. To determine test-retest reliability of the hip abductor muscles, a one-way analysis of

variance was used to calculate the intraclass coefficient of correlation (ICC) with a 95%

confidence interval [46]. The classification system established by Koo et al. [47] was used,

where an ICC < 0.5 was poor, 0.5-0.75 was moderate, 0.75-0.9 was good, and > 0.9 was

excellent. Absolute reliability was determined using the coefficient of variation (CV) [48], where

< 10% was considered good [49]. The standard error of the mean (SEM) was established

following Eliasziw et al. [50]. Differences between test-retest and average values were

graphically assessed using a Bland-Altman plot [51] with a 95% confidence interval and the

smallest detectable difference (SDD) was calculated with a 95% confidence as described by

Weir JP.[52]. All statistical tests were executed in the Stata v.9.0 software, while the Graphpad

software was used for figure construction.



155

Results

The data showing that the normality assumption was met for all variables included in the study.

There were no differences between test and retest in all positions and in all the other

measurements. The highest maximum isometric strength values, obtained via functional

electromechanical device in the test and retest, were in the SlP, independent of the method used

for data presentation (Table 1). Furthermore, significant high test-retest correlations (r = 0.78 to

0.92, p < 0.001) were found for all positions (Table 2).

Table 1. Peak force values (test and restest) in different assessment positions and as normalized

by different methods.

Position Measure PF PF/BJ PF/BM PF/FFM

SlP Test 228.1±57.2 37.7±15.8 3.5±0.8 2.7±0.7

Retest 224.4±58.3 36.5±14.1 3.4±0.6 2.7±0.7

StP Test 164.9±46.9 26.7±9.9 2.5±0.5 2.0±0.6

Retest 158.3±38.6 25.7±9.3 2.4±0.4 1.9±0.5

SupP Test 162.8±41.9 26.9±11.1 2.5±0.5 2.0±0.5

Retest 164.2±44.8 26.7±9.8 2.5±0.5 2.0±0.5

Abbreviations: PF, peak force (N); PF/BJ: normalized by Brazet-Jones et al. [38]; PF/BM: normalized by body

mass; PF/FFM: normalized by fat-free mass; SlP, side-lying position; StP, standing position; SupP: supine position.

Data are shown as the mean ± standard deviation.

Table 2. Test-retest correlations for peak force in the different assessed positions.

Strength

Measurement

SlP

Test vs retest

r*(p)

StP

test vs retest

r* (p)

SupP

test vs retest

r*(p)

PF 0.78 ( <0.001) 0.91 ( <0.001) 0.92 ( <0.001) Abbreviations: PF, peak force (N); SlP, side-lying position; StP, standing position; SupP, supine position. r*

Pearson correlation coefficient. Statistical significance was established at p < 0.05.

A high linear relationship existed between positions (e.g. SlP vs StP; SlP vs SupP; StP vs

SupP) independent of how data were expressed (Table 3). The highest correlations were obtained

when data were normalized using the Brazet-Jones method (r = 0.93 to 0.98, p < 0.001).

Nevertheless, while correlations were high for PF/BM normalization, these values were

consistently lower than those obtained via other methods (r = 0.74 to 0.90, p < 0.001).

Furthermore, the highest correlation values were between the StP and SupP for all normalization

methods (r = 0.90 to 0.98, p < 0.001).

Table 3. Correlations and significance levels between the different evaluated positions and

obtained strength values.

Strength r* SlP vs StP p r*SlP vs SupP p r* StP vs SupP p

PF 0.88 ≤ 0.001 0.88 ≤ 0.001 0.95 ≤ 0.001

PF BJ 0.93 ≤ 0.001 0.93 ≤ 0.001 0.98 ≤ 0.001

PF/BM 0.74 ≤ 0.001 0.72 ≤ 0.001 0.90 ≤ 0.001

PF/FFM 0.88 ≤ 0.001 0.88 ≤ 0.001 0.95 ≤ 0.001 Abbreviations: PF, peak force (N); PF/BJ: normalized by Brazet-Jones et al. [38]; PF/BM: normalized by body

mass; PF/FFM: normalized by fat-free mass; SlP, side-lying position; StP, standing position; SupP: supine position.

r* Pearson correlation coefficient. Statistical significance was established at p < 0.05.

In turn, reliability was measured using the ICC with a 95% confidence interval (Table 4).

The lowest values were found in the SlP (0.66 to 0.78 ICC), whereas the highest values were

obtained in the SupP (0.87 to 0.94 ICC). The PF/BJ method was established as the best for data

expression (0.88 to 0.94 ICC). The lowest CVs were found in the SupP (5.64%), whereas the

highest CVs were recorded in the SlP (9.8%). Similarly, the highest SEM values were found in

the SlP, and the lowest SEM values were obtained in the SupP, excepting when data were

normalized by the PF/BJ method in the StP. The characteristics of the SEM in the different

positions and the different ways of expressing the results were reflected similarly for the SDD.



157

Differences in PF between positions were graphically expressed via a Bland-Altman plot (Fig.

1A-C).

Table 4. Reliability measurements for peak force values obtained in the three assessed positions 1

(i.e. SlP, StP, and SupP) and as evaluated by different normalization techniques (i.e. Brazet-2

Jones, body mass, fat-free mass). 3

Position SlP

StP

SupP

Variable ICC 95% CI CV% SEM SDD ICC 95% CI CV% SEM SDD ICC 95% CI CV% SEM SDD

PF 0.78 0.64 0.92 9.80 23.96 66.41 0.88 0.80 0.96 6.60 14.02 38.86 0.92 0.86 0.97 5.64 11.73 32.51

PF/BJ 0.88 0.80 0.96 9.80 4.89 13.47 0.94 0.91 0.98 6.60 2.29 6.35 0.94 0.91 0.98 5.64 2.50 6.93

PF/BM 0.66 0.46 0.87 9.80 0.33 0.91 0.80 0.68 0.93 6.60 0.18 0.50 0.87 0.78 0.96 5.64 0.16 0.44

PF/FFM 0.77 0.63 0.92 9.80 0.28 0.78 0.88 0.81 0.96 6.60 0.16 0.44 0.92 0.86 0.97 5.64 0.14 0.39

Abbreviations: CI, confidence interval; CV, coefficient of variation; ICC, intraclass correlation coefficient; SDD, 4 smallest detectable difference, PF, peak force (N); PF/BJ: normalized by Brazet-Jones et al. [38]; PF/BM: 5 normalized by body mass; PF/FFM: normalized by fat-free mass; SEM, standard error of measurement, SlP, side-6 lying position; StP, standing position; SupP: supine position. 7 8

Fig 1. Bland-Altman plot for test-retest and average peak forces in different positions. (A) 9

side-lying position (SlP); (B) standing position (StP); and (C) supine position (SupP). 10

Discussion

The results of this study show that the FED is a valid and reliable instrument to measure the

strength of the hip abductor musculature in all evaluated positions. Peak force values were

highest when in the SlP, independent of the method used to express results. This finding is

relevant as two premises were established for determining the construct validity of hip abduction

strength as measured with a functional electromechanical dynamometer. The first premise was

that the SlP is a valid position for this assessment [36]. The second premise was that the most

valid position for measuring strength would be that in which the highest PF values were

obtained, as per the bilateral deficit principle. This principle establishes that the force generated

by a muscle will be less than when the contralateral muscle is also used [53]. In assessing the

three positions (Table 1), the highest PF values were obtained in the SlP. Indeed, these values

were 30% and 26.8% greater than values respectively obtained in the StP and SupP. This finding

is in line with Widler et al. [36], a study that applied hand-held dynamometry. As associated with

the bilateral deficit principle [53], increasing contralateral muscle requirements, as needed to

maintain stability, would decrease the maximum force generated by the muscles under

evaluation. Therefore, since the SlP provides greater pelvic stabilization, demands to

contralateral muscles would be reduced.

This relationship between PF and position was maintained independent of how data were

expressed, whether in absolute values or through any of the three normalization methods used.

This contrasts with findings by Widler et al. [36], who found significantly higher PF values in

the StP than in the SupP, a result attributed to the lower stabilization provided in the SupP. In the

present study, no differences were found in PF between these two positions, due to which, we

propose that the fixing strap placed at the level of the iliac crests was sufficient in providing

similar stabilization in the StP and SupP. The lack of differences in PF would further indicate

that the functional electromechanical dynamometer is equally valid in both positions.

When correlating the PF values obtained in the three positions (Table 3), a high,

statistically significant correlation was found between all positions, regardless of data

normalization methodology. The best relationship was found between StP and SupP with PF/BJ

normalization (r = 0.98, p ≤ 0.001)[38]. This finding suggests that while these positions result in

lower PF values (i.e. less valid), the StP and SupP could be used when testing in the SlP is not

possible. In turn, while body mass is one of the most commonly used normalization techniques

[39], the presently obtained results indicate that this technique results in the lowest correlations,

especially when comparing the SlP and SupP (r = 0.72, p ≤ 0.001). This might be due to the

supposition in PF/BM normalization that greater strength is directly proportional to body mass,

which is not always the case [54]. Furthermore, this normalization method does not consider sex

or inherent traits of the segment under evaluation. In turn, both of these points are included in the

PF/FFM and PF/BJ techniques, which had high to very high correlations (r = 0.88 to 0.98, p ≤

0.001). These results support that the SlP is a valid position and that the StP and SupP could be

good alternatives in specific cases.

The second objective of this study was related to the reliability of the three utilized

protocols. The ICCs were good to excellent for all three positions (Table 4). Nevertheless, the

best results were obtained for the SupP, independent of data being expressed in absolute terms or

normalized with any of the three applied methods. In assessing the different ways to express the

data, the PF/BJ method [38] was consistently the most reliable (0.88 and 0.94 ICCs for SlP and

StP/SupP, respectively). These results support the initial findings of Brazet-Jones et al. [38].



161

Furthermore, Meyer [55] evaluated reliability in the SlP of an isokinetic device equipped with a

new stabilization system, the aim of which was to obtain more reliable results. Meyer [55]

expressed PF in absolute terms (0.91 ICC) and using the PF/BJ technique (0.96 ICC). These

values are similar to the presently obtained ICC values for the SupP (0.92 and 0.94 ICC,

respectively), although values in the SlP were comparatively lower (0.78 and 0.88 ICC,

respectively). Unfortunately, Meyer [55] did not assess other positions or normalization methods,

thus limiting comparisons with the current study. In the case of hand-held dynamometry, Widler

et al. [36] used external fixation and compared three positions, also reporting high ICC values

(SlP: 0.902, StP: 0.880, and SupP: 0.826). Nevertheless, the data presented by Widler et al. [36]

were normalized only as a percentage of body mass, and the presently obtained results showed

higher ICC values when normalized by the PF/FFM or PF/BJ methods. Similar results were

obtained by Fenter et al. [28], who assessed PF in the SupP with various hand-held

dynamometers, reporting ICC values between 0.89 and 0.94. In turn, while Thorborg [56] also

used hand-held dynamometry, external fixation was not used. Instead, fixation was exerted by

different evaluators in the SupP, resulting in PF values with a 0.84 ICC.

Few studies in the hip muscles have used the CV to determine absolute reliability. In the

present study, the CVs were low (SlP: 9.8%, StP: 6.6%, and SupP: 5.64%). These values are in

line with that reported by Stokes et al. [49], especially for the SupP. In contrast, Widler et al.[36]

reported the lowest CV values for the SlP and StP (3.67% and 4.22%, respectively) and the

highest for the SupP (6.11%). Using a similar system, and evaluating only the SlP, Nadler [57]

obtained a CV of 4.7%. In relation to SEM values, these were generally low, with the SupP

being the best in this regard (11.73 SEM). The SDD allows the clinician to determine the value

from which, after a second measurement, it can be considered as a real difference 95% of the

time and not a difference attributable to the measurement error. These values are not described in

the literature for the 3 positions and forms of normalization with the FED HHe. The SDD

depends on the SEM for its calculation, therefore it behaved following a similar pattern. Since

the present research is a reliability study, it is expected that the differences among the values

obtained between the test and the retest will be lower than the SDD value, which is true for all

the positions and ways of delivering the results.

When the data were differentially expressed (i.e. absolute, PF/BM, PF/FFM, or PF/BJ),

results normalized using the PF/BJ technique were consistently the most reliable, particularly for

the SupP. On the other hand, data were least reliable when expressed using PF/BM

normalization. The three protocols used in this study bring possibilities to the specialist to

evaluate patients who can not use SlP. This it is specially important to be consider in patients

with different severity of hip pathologies and elderly patients. There are restricted protocols to

evaluate patients in these conditions so therefore our results may offer an alternative way to

evaluate them using a standarized method.

Conclusions

The Haefni Health functional electromechanical dynamometer is a valid device for measuring

isometric strength in the hip abductor muscles. The three assessed protocols were found reliable,

although the supine position obtained the best results. Regarding data expression, the technique

described by Brazet-Jones et al. [38] was the most reliable. Considering the obtained

information, we recommend using the side-lying position when measuring hip abductor strength

with a functional electromechanical dynamometer. When this is not possible, the supine position



163

should be preferred. To normalize the resulting data, we recommend applying the methodology

described by Brazet-Jones et al. [38], and, in contrast, normalization by body mass should be

avoided.

References

1. Klemetti R, Steele KM, Moilanen P, Avela J, Timonen J. Contributions of individual

muscles to the sagittal- and frontal-plane angular accelerations of the trunk in walking. J

Biomech. 2014;47(10):2263-8. doi: 10.1016/j.jbiomech.2014.04.052. PubMed PMID: 24873862.

2. Smith JA, Popovich JM, Jr., Kulig K. The influence of hip strength on lower-limb, pelvis,

and trunk kinematics and coordination patterns during walking and hopping in healthy women. J

Orthop Sports Phys Ther. 2014;44(7):525-31. doi: 10.2519/jospt.2014.5028. PubMed PMID:

24816500.

3. Lenhart R, Thelen D, Heiderscheit B. Hip Muscle Loads During Running at Various Step

Rates. J Orthop Sport Phys. 2014;44(10):766-74. doi: 10.2519/jospt.2014.5575. PubMed PMID:

WOS:000342482900008.

4. Johnson ME, Mille ML, Martinez KM, Crombie G, Rogers MW. Age-related changes in

hip abductor and adductor joint torques. Arch Phys Med Rehabil. 2004;85(4):593-7. PubMed

PMID: 15083435.

5. Dwyer MK, Stafford K, Mattacola CG, Uhl TL, Giordani M. Comparison of gluteus

medius muscle activity during functional tasks in individuals with and without osteoarthritis of

the hip joint. Clinical biomechanics (Bristol, Avon). 2013;28(7):757-61. Epub 2013/08/06. doi:

10.1016/j.clinbiomech.2013.07.007. PubMed PMID: 23911109.

6. Loureiro A, Mills PM, Barrett RS. Muscle weakness in hip osteoarthritis: a systematic

review. Arthritis Care Res (Hoboken). 2013;65(3):340-52. doi: 10.1002/acr.21806. PubMed

PMID: 22833493.



165

7. Horstmann T, Listringhaus R, Haase GB, Grau S, Mundermann A. Changes in gait

patterns and muscle activity following total hip arthroplasty: a six-month follow-up. Clinical

biomechanics (Bristol, Avon). 2013;28(7):762-9. doi: 10.1016/j.clinbiomech.2013.07.001.

PubMed PMID: 23906936.

8. Jaramillo J, Worrell TW, Ingersoll CD. Hip isometric strength following knee surgery. J

Orthop Sports Phys Ther. 1994;20(3):160-5. doi: 10.2519/jospt.1994.20.3.160. PubMed PMID:

7951293.

9. Hardcastle P, Nade S. The significance of the Trendelenburg test. J Bone Joint Surg Br.

1985;67(5):741-6. PubMed PMID: 4055873.

10. Lazennec JY, Brusson A, Rousseau MA. Hip-spine relations and sagittal balance clinical

consequences. Eur Spine J. 2011;20 Suppl 5:686-98. doi: 10.1007/s00586-011-1937-9. PubMed

PMID: 21796392; PubMed Central PMCID: PMCPMC3175930.

11. De Marche Baldon R, Nakagawa TH, Muniz TB, Amorim CF, Maciel CD, Serrão FV.

Eccentric Hip Muscle Function in Females With and Without Patellofemoral Pain Syndrome.

Journal of Athletic Training. 2009;44(5):490-6. doi: 10.4085/1062-6050-44.5.490. PubMed

PMID: PMC2742458.

12. Barton CJ, Lack S, Malliaras P, Morrissey D. Gluteal muscle activity and patellofemoral

pain syndrome: a systematic review. Br J Sports Med. 2013;47(4):207-14. doi: 10.1136/bjsports-

2012-090953. PubMed PMID: 22945929.

13. Boling MC, Padua DA, Alexander Creighton R. Concentric and Eccentric Torque of the

Hip Musculature in Individuals With and Without Patellofemoral Pain. Journal of Athletic

Training. 2009;44(1):7-13. PubMed PMID: PMC2629043.

14. Finnoff JT, Hall MM, Kyle K, Krause DA, Lai J, Smith J. Hip strength and knee pain in

high school runners: a prospective study. PM R. 2011;3(9):792-801. doi:

10.1016/j.pmrj.2011.04.007. PubMed PMID: 21821478.

15. Lee SP, Souza RB, Powers CM. The influence of hip abductor muscle performance on

dynamic postural stability in females with patellofemoral pain. Gait Posture. 2012;36(3):425-9.

doi: 10.1016/j.gaitpost.2012.03.024. PubMed PMID: 22607792.

16. Willson JD, Kernozek TW, Arndt RL, Reznichek DA, Scott Straker J. Gluteal muscle

activation during running in females with and without patellofemoral pain syndrome. Clinical

biomechanics (Bristol, Avon). 2011;26(7):735-40. Epub 2011/03/11. doi:

10.1016/j.clinbiomech.2011.02.012. PubMed PMID: 21388728.

17. Amorim AC, Cacciari LP, Passaro AC, Silveira SRB, Amorim CF, Loss JF, et al. Effect

of combined actions of hip adduction/abduction on the force generation and maintenance of

pelvic floor muscles in healthy women. PLoS One. 2017;12(5):e0177575. doi:

10.1371/journal.pone.0177575. PubMed PMID: 28542276.

18. Chen TB, Chou LS. Impacts of Muscle Strength and Balance Control on Sit-To-Walk and

Turn Durations in the Timed up and Go Test. Arch Phys Med Rehabil. 2017. doi:

10.1016/j.apmr.2017.04.003. PubMed PMID: 28465222.

19. Gafner S, Bastiaenen CHG, Terrier P, Punt I, Ferrari S, Gold G, et al. Evaluation of hip

abductor and adductor strength in the elderly: a reliability study. Eur Rev Aging Phys Act.

2017;14:5. doi: 10.1186/s11556-017-0174-6. PubMed PMID: 28450961; PubMed Central

PMCID: PMCPMC5404282.



167

20. Kindel C, Challis J. Joint moment-angle properties of the hip abductors and hip

extensors. Physiother Theory Pract. 2017:1-8. doi: 10.1080/09593985.2017.1323357. PubMed

PMID: 28509596.

21. Paul DJ, Nassis GP. Testing strength and power in soccer players: the application of

conventional and traditional methods of assessment. Journal of strength and conditioning

research. 2015;29(6):1748-58. Epub 2014/12/30. doi: 10.1519/jsc.0000000000000807. PubMed

PMID: 25546446.

22. Drouin JM, Valovich-mcLeod TC, Shultz SJ, Gansneder BM, Perrin DH. Reliability and

validity of the Biodex system 3 pro isokinetic dynamometer velocity, torque and position

measurements. European Journal of Applied Physiology. 2004;91(1):22-9. doi: 10.1007/s00421-

003-0933-0.

23. Cuthbert SC, Goodheart GJ, Jr. On the reliability and validity of manual muscle testing: a

literature review. Chiropractic & osteopathy. 2007;15:4. Epub 2007/03/08. doi: 10.1186/1746-

1340-15-4. PubMed PMID: 17341308; PubMed Central PMCID: PMCPMC1847521.

24. Jackson SM, Cheng MS, Smith AR, Jr., Kolber MJ. Intrarater reliability of hand held

dynamometry in measuring lower extremity isometric strength using a portable stabilization

device. Musculoskeletal science & practice. 2017;27:137-41. Epub 2016/08/01. doi:

10.1016/j.math.2016.07.010. PubMed PMID: 27476066.

25. Stark T, Walker B, Phillips JK, Fejer R, Beck R. Hand-held Dynamometry Correlation

With the Gold Standard Isokinetic Dynamometry: A Systematic Review. PM&R. 2011;3(5):472-

9. doi: https://doi.org/10.1016/j.pmrj.2010.10.025.

26. Hansen EM, McCartney CN, Sweeney RS, Palimenio MR, Grindstaff TL. Hand‐ held

Dynamometer Positioning Impacts Discomfort During Quadriceps Strength Testing: A Validity

and Reliability Study. International Journal of Sports Physical Therapy. 2015;10(1):62-8.

PubMed PMID: PMC4325289.

27. Cahalan TD, Johnson ME, Liu S, Chao EY. Quantitative measurements of hip strength in

different age groups. Clin Orthop Relat Res. 1989;(246):136-45. PubMed PMID: 2766602.

28. Click Fenter P, Bellew JW, Pitts TA, Kay RE. Reliability of stabilised commercial

dynamometers for measuring hip abduction strength: a pilot study. Br J Sports Med.

2003;37(4):331-4. Epub 2003/08/02. PubMed PMID: 12893719; PubMed Central PMCID:

PMCPMC1724659.

29. Frese E, Brown M, Norton BJ. Clinical reliability of manual muscle testing. Middle

trapezius and gluteus medius muscles. Phys Ther. 1987;67(7):1072-6. PubMed PMID: 3602100.

30. Hayes KW, Falconer J. Reliability of hand-held dynamometry and its relationship with

manual muscle testing in patients with osteoarthritis in the knee. J Orthop Sports Phys Ther.

1992;16(3):145-9. doi: 10.2519/jospt.1992.16.3.145. PubMed PMID: 18796764.

31. Hislop HJ, Avers D, Brown M, Daniels L. Daniels and Worthingham's muscle testing :

techniques of manual examination and performance testing. 9th ed. St. Louis, Mo.: Elsevier;

2014. xiv, 514 p. p.

32. Lawson A, Calderon L. Interexaminer agreement for applied kinesiology manual muscle

testing. Percept Mot Skills. 1997;84(2):539-46. doi: 10.2466/pms.1997.84.2.539. PubMed

PMID: 9106846.

33. Lourencin F, Macedo E, Scarpellini. Evaluation of hip adductor and abductor muscles

using an isokinetic dynamometer. Acta Fisiatr 2012;19 (1):16-20.

34. Schmitt WH, Jr., Cuthbert SC. Common errors and clinical guidelines for manual muscle

testing: "the arm test" and other inaccurate procedures. Chiropractic & osteopathy. 2008;16:16.



169

Epub 2008/12/23. doi: 10.1186/1746-1340-16-16. PubMed PMID: 19099575; PubMed Central

PMCID: PMCPMC2628341.

35. Thorborg K, Serner A, Petersen J, Madsen TM, Magnusson P, Holmich P. Hip adduction

and abduction strength profiles in elite soccer players: implications for clinical evaluation of hip

adductor muscle recovery after injury. The American journal of sports medicine.

2011;39(1):121-6. Epub 2010/10/12. doi: 10.1177/0363546510378081. PubMed PMID:

20929931.

36. Widler KS, Glatthorn JF, Bizzini M, Impellizzeri FM, Munzinger U, Leunig M, et al.

Assessment of hip abductor muscle strength. A validity and reliability study. J Bone Joint Surg

Am. 2009;91(11):2666-72. doi: 10.2106/JBJS.H.01119. PubMed PMID: 19884441.

37. Farrell M, Richards JG. Analysis of the reliability and validity of the kinetic

communicator exercise device. Med Sci Sports Exerc. 1986;18(1):44-9. PubMed PMID:

3959863.

38. Bazett-Jones DM, Cobb SC, Joshi MN, Cashin SE, Earl JE. Normalizing hip muscle

strength: establishing body-size-independent measurements. Arch Phys Med Rehabil.

2011;92(1):76-82. doi: 10.1016/j.apmr.2010.08.020. PubMed PMID: 21187208.

39. Jaric S, Radosavljevic-Jaric S, Johansson H. Muscle force and muscle torque in humans

require different methods when adjusting for differences in body size. European Journal of

Applied Physiology. 2002;87(3):304-7. doi: 10.1007/s00421-002-0638-9. PubMed PMID:

WOS:000177173200017.

40. Campos Jara CA, Bautista González IJ, Chirosa Ríos LJ, Martin Tamayo I, Lopez

Fuenzalida AE, Chirosa Ríos IJ. Validación y fiabilidad del dispositivo Haefni Health System

1.0 en la medición de la velocidad en el rango isocinético. Cuadernos de Psicología del Deporte.

2014;14(2):91-8.

41. Jara CC, Ríos LJC, Mayorga DJ, Rios IC, Salazar CM, Beraldo PC. Comparison of two

incremental protocols for evaluation of hip extension. Fisioterapia em Movimento. 2017;30:133-

140.

42. Canadian Society for Exercise Physiology (CSEP). Physical activity readiness

questionnaire PAR-Q. [Internet]. 2002. Available:

http://www.csep.ca/cmfiles/publications/parq/par-q.pdf

43. Lukaski HC, Bolonchuk WW, Hall CB, Siders WA. Validation of tetrapolar bioelectrical

impedance method to assess human body composition. J Appl Physiol (1985). 1986;60(4):1327-

32. Epub 1986/04/01. PubMed PMID: 3700310.

44. Bemben MG, Clasey JL, Massey BH. The effect of the rate of muscle contraction on the

force-time curve parameters of male and female subjects. Res Q Exerc Sport. 1990;61: 96–99.

doi:10.1080/02701367.1990.10607484

45. Mukaka MM. Statistics corner: A guide to appropriate use of correlation coefficient in

medical research. Malawi medical journal : the journal of Medical Association of Malawi.

2012;24(3):69-71. Epub 2013/05/03. PubMed PMID: 23638278; PubMed Central PMCID:

PMCPMC3576830.

46. Shrout PE, Fleiss JL. Intraclass correlations: uses in assessing rater reliability.

Psychological bulletin. 1979;86(2):420-8. Epub 1979/03/01. PubMed PMID: 18839484.

47. Koo TK, Li MY. A Guideline of Selecting and Reporting Intraclass Correlation

Coefficients for Reliability Research. Journal of Chiropractic Medicine. 15(2):155-63. doi:

10.1016/j.jcm.2016.02.012.

http://www.csep.ca/cmfiles/publications/parq/par-q.pdf



171

48. Atkinson G, Nevill AM. Statistical methods for assessing measurement error (reliability)

in variables relevant to sports medicine. Sports Med. 1998;26(4):217-38. PubMed PMID:

9820922.

49 Stokes M. Reliability and Repeatability of Methods for Measuring Muscle in

Physiotherapy. Physiotherapy Practice. 1985;1(2):71-6. doi: 10.3109/09593988509163853.

50. Eliasziw M, Young SL, Woodbury MG, Fryday-Field K. Statistical methodology for the

concurrent assessment of interrater and intrarater reliability: using goniometric measurements as

an example. Phys Ther. 1994;74(8):777-88. Epub 1994/08/01. PubMed PMID: 8047565.

51. Bland JM, Altman DG. Comparing methods of measurement: why plotting difference

against standard method is misleading. Lancet (London, England). 1995;346(8982):1085-7.

Epub 1995/10/21. PubMed PMID: 7564793.

52. Weir JP. Quantifying Test-Retest Reliability Using the Intraclass Correlation Coefficient

and the SEM. J Strength Cond Res. 2005;19: 231. doi:10.1519/15184.1

53. Sale DG. Neural adaptation to resistance training. Med Sci Sports Exerc. 1988;20(5

Suppl):S135-45. PubMed PMID: 3057313.

54. Davies MJ, Dalsky GP. Normalizing strength for body size differences in older adults.

Med Sci Sports Exerc. 1997;29(5):713-7. Epub 1997/05/01. PubMed PMID: 9140912.

55. Meyer C, Corten K, Wesseling M, Peers K, Simon JP, Jonkers I, et al. Test-retest

reliability of innovated strength tests for hip muscles. PLoS One. 2013;8(11):e81149. doi:

10.1371/journal.pone.0081149. PubMed PMID: 24260550; PubMed Central PMCID:

PMCPMC3834260.

56. Thorborg K, Bandholm T, Schick M, Jensen J, Holmich P. Hip strength assessment using

handheld dynamometry is subject to intertester bias when testers are of different sex and

strength. Scand J Med Sci Sports. 2013;23(4):487-93. Epub 2011/11/19. doi: 10.1111/j.1600-

0838.2011.01405.x. PubMed PMID: 22092308.

57. Nadler SF, DePrince ML, Hauesien N, Malanga GA, Stitik TP, Price E. Portable

dynamometer anchoring station for measuring strength of the hip extensors and abductors. Arch

Phys Med Rehabil. 2000;81(8):1072-6. Epub 2000/08/16. PubMed PMID: 10943757.

Supporting Information

S1 Dataset. Results Evaluation With FED

S1 Fig. Syde Lyng Position Assessment

S2 Fig. Standing Position Assessment

S3 Fig. Supine Position Assessment

S4 Fig. Functional Electromechanical Dynamometer, Haefni Health (HHe)



173

Participación en III Jornadas Internacionales de la Red Iberoamericana de Conocimiento Pleokinetic “Ejercicio Físico y Salud” como expositor con el tema “Validity and reliability of evaluating hip abductor strength using different normalization methods in a functional electromechanical device”



175



177

Correo electronico de invitación a participar en la International Conference on Anatomy and Physiology el 14 y 15 de Noviembre de 2018 como conferencista.

De: "Anatomy 2018" <[email protected]>

Asunto: Anatomy and Physiology Evidence Based Practice at Anatomy 2018

Fecha: 5 de septiembre de 2018, 05:56:24 CLST

Para: <[email protected]>

Dear Dr. Enrique Cerda Vega

Greetings!!

With a legacy of 30 years of excellence in Publishing and with a support of various societies, we

are currently organizing, “International Conference on Anatomy and Physiology” (Anatomy

2018) scheduled during November 14-15, 2018 at San Antonio, USA with a theme of

“Exploring Recent Advancements in Anatomy and Physiology”.

On behalf of the Conference Executive Board, based on your contribution “Validity and

reliability of evaluating hip abductor strength using different normalization methods in a

functional electromechanical device” we are glad to invite you as a Speaker at Anatomy 2018.

Speaker Benefits:

• Your Oral Abstract and poster abstract will be published in our supporting journals and

proceedings.

• You will be honored with prestigious certificate in the conference as honorable speaker.

• Hotel with complimentary breakfast will be free during conference in every package

registration.

• Biography with photo details will be reflected in our website and in all other network.

• Best Poster Competitions and Young Researcher Competitions

• Provide a platform to organize Symposia or Workshops.

https://anatomy.cmesociety.com/

https://anatomy.cmesociety.com/

• Abstracts will be published with DOI number provided by Cross Ref in respective Journals

• Group discounts will be provided on registration to the speakers suggested by you.

Looking forward to hear from you at earliest regarding your participation in the event.

Best Regards, Swathi Paul

Program Manager | Anatomy 2018 Pulsus Group (+1)408-429-2646 E:

[email protected]

Disclaimer: This message is confidential. It may also be privileged or otherwise protected by work product

immunity or other legal rules. This email and any files transmitted with it are confidential and intended solely for the

use of the individual or entity to whom they are addressed. If you have received it by mistake, please let us know by

e-mail reply and delete it from your system; you may not copy this message or disclose its contents to anyone. The

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179

Red Iberoamericana de Conocimiento

Presentación en:

I Jornadas Internacionales de la Red Iberoamericana de Conocimiento PLEOKINETIC

“Manifestaciones de la Fuerza, su Aplicación en el Alto Rendimiento”

15 y 16 de diciembre de 2016

Universidad Católica de la Santísima Concepción Concepción - Chile

FICHA DE ENVÍO DE RESUMEN COMUNICACIÓN ORAL - POSTER

Fecha de recepción (uso interno) Código de registro (uso interno)

Título trabajo: Evaluación de la fuerza en musculatura abductora de cadera utilizando el dispositivo Haefni Health 1.0

Autor(es) Cerda, E; Machado, R; Campos, C; Jerez, D.

Institución Pontificia Universidad Católica de Chile

Expositor(es) Enrique Cerda Vega

Dirección Edificio Cs de la Salud, Campus San Joaquín, Av. Vicuña Mackenna 4869, Macul, Stgo, Chile. Campus San Joaquín .

Ciudad y País Santiago, Chile

Teléfono 92995811

Correo electrónico [email protected]

Tipo de ponencia Oral X Poster

Área temática Sistematización del entrenamiento de la fuerza muscular y su aplicación en el alto rendimiento deportivo. Sistematización del entrenamiento de la fuerza muscular y su aplicación en la salud.

XX

FICHA RESUMEN

Título

Evaluación de la fuerza en musculatura abductora de cadera utilizando el dispositivo Haefni Health 1.0 Autor(es), afiliación y correo

Cerda, E; Pontificia Universidad Católica de Chile; [email protected] Machado, R; Universidad de Granada; [email protected] Campos, C; Universidad Andrés Bello; [email protected] Jerez, D; Universidad Andrés Bello; [email protected] Línea temática

Sistematización del entrenamiento de la fuerza muscular y su aplicación en la salud

Resumen

La musculatura abductora de cadera es vital en la estabilidad pélvica, especialmente en actividades como la marcha (1). Déficits de fuerza se encuentran en condiciones como el envejecimiento (2) y en numerosas patologías tanto de cadera (3) como a distancia (4,5). En clínica la valoración de la fuerza en esta articulación se hace por tres métodos, manual, isocinético y dinamometría manual. Para estos se describen tres posiciones, de cúbito lateral (DL), supino (Sup) y de pie (DP). La más utilizada en el ambiente clínico es DL. A pesar de esto se ha descrito que DP resulta ser más fisiológica y funcional. y la Sup evita la acción de la fuerza de gravedad y que el paciente apoye un costado que pudiese estar afectado. Por otro lado no contamos con variables relativas a la fuerza obtenidos con el dispositivo Haefni Health 1.0 (HHe 1.0). El objetivo de nuestro trabajo fue evaluar la fuerza isométrica (fisom) de la musculatura abductora de cadera utilizando HHe 1.0 en 3 posiciones diferentes. Metodología: se evaluó la fisom en abductores de cadera de la pierna dominante en 32 sujetos con una edad de 20.7 (DS 2.0), peso 59.0 (DS 8.8) y talla 163.2 (DS 6.7). Se determinaron porcentajes de masa magra y grasa mediante impedancia bioeléctrica. La fisom se midió en 3 posiciones diferentes, DL, Sup y DP utilizando HHe 1.0. Cada sujeto realizó 3 repeticiones máximas de 6 segundos con pausa de 30 segundos. Resultados: el peak de fuerza (PF) en Nm fue de 198.8 (118-283.3)para DL; 144 (108.6-194.3) para Sup y 168.8 (133.3-276.6) para DP con diferencias estadísticamente significativas para todas las posiciones (p<0.001), en relación al género el PF fue 239.8 (170.3-288.3) para hombres y 180.8 (105.8-251.1) para mujeres en posición DL; 161.8 (114.6-205.3) en hombres y 129.8 (96.8-162.5) en mujeres en Sup y 229.1 (133.3-276.6) en hombres y 152.8 (133.1-452.3) en mujeres para DP siendo la diferencia entre géneros, estadísticamente significativas para todas las posiciones (p<0.01). La masa magra se correlacionó positivamente con el PF en las 3 posiciones (p<0.05) y la masa magra lo hizo en forma negativa en las 3 variables (p<0.05).

181

Red Iberoamericana de Conocimiento

Conclusiones: Las 3 posiciones son adecuadas para la evaluación de la fuerza con el dispositivo HHe 1.0. Los PF fueron mayores en DL, Los sujetos con mayores masas magras presentaron PF más altos y los con Masas grasas mayores presentaron PF menores.

6.Bibliografía. Máximo 5 Referencias

1. Klemetti, R. Steele, K. Moilanen, P. Avela, J. Timonen J. Contributions of individual muscle to the sagittal and frontal plane angular acceleration of the trunk in walking. J Biomech 2014; 47: 2263-2268.

2. Johnson, M. Mille, K. Martinez, KM. Crombie, G. Rogers, MW. Age-related changes in hip adductor and abductor joint torques. Arch Phys Med Rehabil 2004; 85; 4: 593-597.

3. Dwyer, M. Stafford, K. Mattacola, C. Uhl, T. Giordani, M. Comparison of gluteus medius muscle activity during functional tasks in individuals with and without osteoarthritis of the hip joint. Clinical Biomechanics 28 (2013) 757-761.

4. Lazennec, JY. Brusson, A. Rousseau, MA. Hip spine relations and sagittal balance, clinical consequences. Eur Spine J, 2011, 20 Suppl 5: S686-S698

5. Barton, C. Lack, S. Malliaras, P. Morrissey, D. Gluteal muscle activity and patellofemoral pain syndrome. A systematic Review. Br J Sports Med 2013; 47: 207-214

GRANADA 2018

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